JPWO2005034749A1 - Magnetic resonance imaging apparatus and contrast angiography method using the same - Google Patents

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Abstract

体内で時々刻々と変化する注入造影剤濃度に追随しながら、常に最適な条件で撮像することで、注入造影剤濃度ピーク時以外の計測期間でも高画質な血管像の取得が可能なＭＲＩ装置を実現する。 曲線１０２のように造影剤濃度ｂ（ｔ）に追従してフリップ角を変化させる。造影剤濃度ｂ（ｔ）が徐々に高くなっていく期間Ｄａではフリップ角ＦＡを造影剤濃度ｂ（ｔ）に追従して増加し、造影剤濃度ｂ（ｔ）が徐々に低くなっていく期間Ｄｂではフリップ角を徐々に減少させる。造影剤濃度ｂ（ｔ）に追従して、フリップ角が信号強度を最大とするエルンスト角となるように、そのフリップ角を制御すれば、注入造影剤濃度ピーク時以外の計測期間でも高画質な血管像の取得が可能となる。An MRI apparatus that can acquire high-quality blood vessel images even during a measurement period other than the peak of the injected contrast medium concentration by always imaging under optimal conditions while following the injected contrast medium concentration that changes every moment in the body. Realize. As shown by a curve 102, the flip angle is changed following the contrast agent concentration b (t). In the period Da where the contrast agent concentration b (t) gradually increases, the flip angle FA increases following the contrast agent concentration b (t), and the contrast agent concentration b (t) gradually decreases. In Db, the flip angle is gradually reduced. By tracking the contrast agent concentration b (t) and controlling the flip angle so that the flip angle becomes the Ernst angle that maximizes the signal intensity, high image quality can be obtained even during the measurement period other than the peak time of the injected contrast agent concentration. A blood vessel image can be acquired.

Description

本発明は、核磁気共鳴現象を利用して被検体の所望部位の画像を得る磁気共鳴イメージング装置に係わり、特に、造影剤を用いて血管系の走行を描出する造影アンジオグラフィー法により高画質の血管像を取得する技術に関する。  The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus that obtains an image of a desired portion of a subject using a nuclear magnetic resonance phenomenon, and in particular, a high-quality image is produced by a contrast angiography method that visualizes the travel of a vascular system using a contrast agent. The present invention relates to a technique for acquiring a blood vessel image.

磁気共鳴イメージング（以下「ＭＲＩ」と略記する）装置は、核磁気共鳴（以下「ＮＭＲ」と略記する）現象を利用して被検体中の所望の検査部位における原子核スピン（以下単にスピンと称す）の密度分布や緩和時間分布等を計測して、その計測データから被検体の任意の断面を画像表示するものである。  A magnetic resonance imaging (hereinafter abbreviated as “MRI”) apparatus utilizes a nuclear magnetic resonance (hereinafter abbreviated as “NMR”) phenomenon to generate a nuclear spin (hereinafter simply referred to as a spin) at a desired examination site in a subject. Density distribution, relaxation time distribution, and the like are measured, and an arbitrary cross section of the subject is displayed as an image from the measurement data.

そして、このＭＲＩ装置には、血流を描画するＭＲアンジオグラフィ（以下ＭＲＡと略す）という撮像機能を有しているものがある。このＭＲＡ撮像機能には造影剤を使用しない方法と造影剤を使用する方法があるが、一般に造影剤を使用した方が血管の描出能に優れており、高画質の血管像を得ることができる。  Some MRI apparatuses have an imaging function called MR angiography (hereinafter abbreviated as MRA) for drawing blood flow. This MRA imaging function includes a method that does not use a contrast agent and a method that uses a contrast agent. In general, the use of a contrast agent is superior in blood vessel rendering ability, and a high-quality blood vessel image can be obtained. .

造影剤を使用する方法としては、Ｇｄ−ＤＴＰＡなどのＴ１短縮型の造影剤と短いＴＲ（繰り返し時間）のグラディエントエコー系シーケンスを組み合わせる方法が一般的である。  As a method of using a contrast agent, a method in which a T1 shortening type contrast agent such as Gd-DTPA is combined with a short TR (repetition time) gradient echo system sequence is generally used.

これは、Ｔ１短縮型の造影剤を含む血流のスピンは周囲組織より短いＴ１を有しているために、同じＴＲでも飽和が起こりにくく相対的に他の組織より高信号を発することを利用して、造影剤を含む血液に満たされた血管腔内を他組織に対し高コントラストで描出する手法である。  This is because the spin of blood flow containing a T1 shortening type contrast agent has a T1 shorter than that of the surrounding tissue, so that saturation does not easily occur even in the same TR, and relatively high signals are emitted from other tissues. Thus, this is a technique for rendering the inside of a blood vessel cavity filled with blood containing a contrast agent with high contrast to other tissues.

造影剤が血管内に留まっている短時間の間に血管を含むボリュームのデータ（具体的には３次元）の計測を行い、得られた３次元画像を重ね合わせて最大値投影法などの投影処理を行えば、血管の描画が可能となる。このため、ＭＲＡに用いられる撮像シーケンスとしては、３次元のグラディエントエコー法を基本とするシーケンスが一般的である。  Measurement of volume data (specifically, 3D) including blood vessels within a short period of time when the contrast agent stays in the blood vessel, and superimposing the obtained 3D images for projection such as maximum value projection If processing is performed, blood vessels can be drawn. For this reason, as an imaging sequence used for MRA, a sequence based on a three-dimensional gradient echo method is generally used.

この３次元造影ＭＲＡにおいて良好な画像を得るためには、（１）造影剤の注入法、（２）撮像タイミング、（３）最適な撮像条件（特にフリップ角又は励起角）の設定が重要である。  In order to obtain a good image in this three-dimensional contrast MRA, it is important to set (1) contrast agent injection method, (2) imaging timing, and (3) optimal imaging conditions (particularly flip angle or excitation angle). is there.

上記条件（１）については、撮像対象とする血管内に安定して高濃度を維持するように造影剤を注入しなければならない。このため、一般的には自動注入器を用いて造影剤が急速注入される。  With respect to the above condition (1), the contrast agent must be injected so as to stably maintain a high concentration in the blood vessel to be imaged. For this reason, generally, a contrast agent is rapidly injected using an automatic injector.

また、上記条件（２）については動脈のみを分離し選択的に撮像するためには、データ収集時に動脈における造影剤の濃度が高くなるように撮像タイミングを設定する必要がある。  For the condition (2), in order to separate and selectively image only the artery, it is necessary to set the imaging timing so that the concentration of the contrast agent in the artery becomes high during data collection.

特に、画像のコントラストを支配しているｋ空間の中心部分（低周波領域）の計測を造影剤濃度がピークに達するタイミングに合わせるのが理想であり、使用するパルス系列のデータ収集法に対応してそのタイミングを設定する。このタイミング設定技術は、特許文献１に開示されている。  In particular, it is ideal to match the measurement of the central part (low frequency region) of the k-space that controls the contrast of the image with the timing when the contrast agent concentration reaches its peak, and this corresponds to the pulse sequence data collection method used. Set the timing. This timing setting technique is disclosed in Patent Document 1.

また、上記条件（３）については造影剤によるＴ２短縮に伴う信号減衰と血流による位相拡散とを最小限にするために、ＴＥ励起からエコー中心までの時間）は極力短く設定し（３ｍｓ以下）、ＴＲについては、造影剤の注入速度に対応して、Ｓ／Ｎが許容される範囲で短めに設定する（１０ｍｓ以下）。つまり、造影剤の濃度に追従して、ＴＲの変更方法を変更する。  For the above condition (3), the time from TE excitation to the echo center is set as short as possible (3 ms or less) in order to minimize signal attenuation accompanying T2 shortening due to the contrast agent and phase diffusion due to blood flow. ), TR is set to be short (10 ms or less) within the allowable range of S / N according to the contrast agent injection speed. That is, the TR changing method is changed following the contrast agent concentration.

米国特許第５，５５３，６１９号明細書US Pat. No. 5,553,619

上記条件（３）に関しては、従来の３次元造影ＭＲＡ計測では、短いＴＲのグラディエントエコーシーケンスを用いているため、血管内腔の造影剤濃度に対応して最適なフリップ角の設定が必要となる。通常は、造影剤濃度のピーク時の推定造影剤濃度におけるエルンスト角が用いられる。  Regarding the above condition (3), since the conventional 3-dimensional contrast MRA measurement uses a short TR gradient echo sequence, it is necessary to set an optimal flip angle corresponding to the contrast agent concentration in the blood vessel lumen. . Usually, the Ernst angle at the estimated contrast agent concentration at the peak of the contrast agent concentration is used.

しかし、注入された造影剤の血管内腔での濃度は、時間に応じて刻々と変化しており、濃度ピークに達するまでは指数関数的に増加し、この濃度ピークに達した後は指数関数的に減衰する。このため、濃度ピーク時以外は、最適なフリップ角から外れてしまい、計測期間の全てに渡っては、血液からの高信号が得られないという問題がある。  However, the concentration of the injected contrast agent in the blood vessel lumen changes with time, and increases exponentially until reaching the concentration peak, and after reaching this concentration peak, the exponential function Decays. For this reason, there is a problem that the signal does not come out of the optimal flip angle except at the time of the concentration peak, and a high signal from blood cannot be obtained over the entire measurement period.

このフリップ角の最適化も含めて、従来技術における３次元造影ＭＲＡ計測では、目的部位での血管内腔の造影剤濃度のピーク時に合わせて撮像条件を最適化（特許文献１記載の技術）している。  In the conventional three-dimensional contrast MRA measurement including the optimization of the flip angle, the imaging conditions are optimized in accordance with the peak of the contrast agent concentration in the blood vessel lumen at the target site (the technique described in Patent Document 1). ing.

つまり、静脈から急速静注された造影剤の血管内腔での濃度は刻々と変化しているため、造影剤濃度がピークに達した時間帯での計測は、エコー信号強度を最大化するという点では最適な計測となっている。  In other words, since the concentration of the contrast agent rapidly intravenously injected from the vein changes every moment, the measurement in the time zone when the contrast agent concentration reaches its peak maximizes the echo signal intensity. It is an optimal measurement in terms of points.

しかし、造影剤濃度のピーク時以外の、その前後の時間帯での計測は、必ずしも最適な計測となってはいない。  However, the measurement in the time zone before and after the contrast agent concentration peak time is not necessarily the optimum measurement.

特許文献１に記載の技術では、目的部位での血管内腔の造影剤濃度のピーク時に、ｋ空間の中心データの取得時期を合わせることから、画像コントラストを決定するｋ空間の中心部分の計測は最適化されており、高信号の取得は可能である。しかし、この特許文献１記載の技術では、画像の輸郭（シャープさ）を決定する要素となるｋ空間の辺縁の計測では、最適な状態から外れてしまっているため、最良な高信号を取得することができない。  In the technique described in Patent Document 1, since the acquisition time of the center data of the k space is matched with the peak of the contrast agent concentration in the blood vessel lumen at the target site, the measurement of the central portion of the k space for determining the image contrast is performed. Optimized and high signal acquisition is possible. However, in the technique described in Patent Document 1, the measurement of the edge of the k space, which is an element that determines the outline (sharpness) of the image, is out of the optimum state, so the best high signal is obtained. I can't get it.

本発明は、上記問題を解決するためになされたものであり、その目的は、被検体内に注入されて時々刻々と変化する造影剤の濃度に追随して、常に最適な条件で撮像し、より高画質な血管像の取得を可能にするＭＲＩ装置及びそれを用いた造影アンジオグラフィー法を提供することである。  The present invention has been made in order to solve the above problems, and its purpose is to follow the concentration of the contrast agent that is injected into the subject and changes from time to time, and always images under optimum conditions, An object of the present invention is to provide an MRI apparatus capable of acquiring a higher-quality blood vessel image and a contrast angiography method using the same.

上記課題を解決するために、本発明は次の様に構成される。  In order to solve the above problems, the present invention is configured as follows.

（１）磁気共鳴イメージング装置を用いて、被検体の血管像を造影剤を用いて撮影する造影アンジオグラフィー法であって、（ａ）前記血管を含む被検体の所望の領域を静磁場空間に配置するステップ、（ｂ）前記被検体に造影剤を注入するステップ、（ｃ）前記所望の領域を、少なくとも１つの撮影パラメータを有する所定のパルスシーケンスに基づいて撮影するステップ、（ｄ）前記撮影ステップで取得された撮影データから血管像を再構成するステップ、（ｅ）前記血管像を表示するステップを含む造影アンジオグラフィー法において、前記撮影ステップ（ｃ）では、撮影中に、前記血管内の前記造影剤の濃度に対応して、前記パルスシーケンスの少なくとも１つの撮影パラメータの値を変更する。  (1) Contrast angiography method in which a blood vessel image of a subject is imaged using a contrast agent using a magnetic resonance imaging apparatus, and (a) a desired region of the subject including the blood vessel is made a static magnetic field space (B) injecting a contrast medium into the subject; (c) imaging the desired region based on a predetermined pulse sequence having at least one imaging parameter; and (d) the imaging. In the contrast angiography method including the step of reconstructing a blood vessel image from the imaging data acquired in the step, and (e) displaying the blood vessel image, in the imaging step (c), during the imaging, The value of at least one imaging parameter of the pulse sequence is changed according to the concentration of the contrast agent.

（２）好ましくは、上記（１）において、前記撮影ステップ（ｃ）では、前記造影剤の濃度に対応して第１の期間と第２の期間が設定され、前記第１の期間と前記第２の期間とで前記撮影パラメータの値が異なる。  (2) Preferably, in (1) above, in the imaging step (c), a first period and a second period are set corresponding to the concentration of the contrast agent, and the first period and the first period The value of the imaging parameter differs between the two periods.

（３）また、好ましくは、上記（２）において、前記撮影ステップ（ｃ）では、少なくとも２つの前記撮影パラメータを選択し、前記第１の期間と前記第２の期間とで異なる前記撮影パラメータを選択する。  (3) Preferably, in (2) above, in the shooting step (c), at least two of the shooting parameters are selected, and the shooting parameters that differ between the first period and the second period are selected. select.

（４）また、好ましくは、上記（３）において、前記第１の期間では第１の撮影パラメータの値を変更し、前記第２の期間では第２の撮影パラメータの値を変更する。  (4) Preferably, in the above (3), the value of the first imaging parameter is changed in the first period, and the value of the second imaging parameter is changed in the second period.

（５）また、好ましくは、上記（１）において、前記第１の期間は、前記造影剤の濃度がピークとなる時点までの濃度増加期間であり、前期第の期間は、前記造影剤の濃度がピークとなった時点からの濃度減少期間である。  (5) Preferably, in the above (1), the first period is a concentration increasing period until the concentration of the contrast agent reaches a peak, and the first period is the concentration of the contrast agent. It is a concentration decreasing period from the time when becomes a peak.

（６）また、好ましくは、上記（４）において、前記第１の期間は、前記造影剤の濃度がピークとなる時点を含む所定閾値以上の高濃度期間であり、前記第２の期間は、前記造影剤の濃度が所定閾値未満の低濃度期間である。  (6) Preferably, in the above (4), the first period is a high concentration period equal to or higher than a predetermined threshold including a time point when the concentration of the contrast agent reaches a peak, and the second period is It is a low concentration period in which the concentration of the contrast agent is less than a predetermined threshold.

（７）また、好ましくは、上記（５）において、前記パルスシーケンスは、前記撮影パラメータとしてフリップ角と繰り返し時間を有するグラディエントエコー系のパルスシーケンスであり、前記フリップ角と前記繰り返し時間の内の少なくとも一方の値を変更し、前記フリップ角の変更は、前記濃度増加期間では濃度増加に追従して増加させ、前記濃度減少期間では濃度減少に追従して減少させ、前記繰り返し時間の変更は、前記濃度増加期間では濃度増加に追従して減少させ、前記濃度減少期間では濃度減少に追従して増加させる。  (7) Preferably, in the above (5), the pulse sequence is a gradient echo pulse sequence having a flip angle and a repetition time as the imaging parameter, and at least the flip angle and the repetition time are included. One of the values is changed, and the change of the flip angle is increased following the increase in concentration during the concentration increase period, and is decreased according to the decrease in concentration during the concentration decrease period. In the density increasing period, the density is decreased following the density increase, and in the density decreasing period, the density is increased following the density decrease.

（８）また、好ましくは、上記（６）において、前記パルスシーケンスは、前記撮影パラメータとしてフリップ角と繰り返し時間を有するグラディエントエコー系のパルスシーケンスであり、前記第１の撮影パラメータは前記フリップ角と前記繰り返し時間の内のいずれか一方であり、前記第２の撮影パラメータは他方であり、前記フリップ角を、前記高濃度期間のフリップ角が前記低濃度期間のフリップ角より大きくなるようにし、前記繰り返し時間を、前記高濃度期間の繰り返し時間が前記低濃度期間の繰り返し時間より短くなるようにする。  (8) Preferably, in the above (6), the pulse sequence is a gradient echo pulse sequence having a flip angle and a repetition time as the imaging parameter, and the first imaging parameter is the flip angle and One of the repetition times, the second imaging parameter is the other, and the flip angle is set such that the flip angle in the high density period is larger than the flip angle in the low density period, The repetition time is set so that the repetition time of the high concentration period is shorter than the repetition time of the low concentration period.

（９）また、好ましくは、上記（８）において、前記第１の撮影パラメータの値を前記ピーク時点の前後で反対方向に変化させ、前記第２のパラメータの値を単調に増加又は減少させる。  (9) Preferably, in the above (8), the value of the first imaging parameter is changed in the opposite direction before and after the peak time point, and the value of the second parameter is monotonously increased or decreased.

（１０）また、好ましくは、上記（７）〜（９）において、前記フリップ角の変更は、そのフリップ角がエルンスト角となるように行い、前記繰り返し時間の変更は、前記フリップ角がエルンスト角となるように行う。  (10) Preferably, in the above (7) to (9), the flip angle is changed so that the flip angle becomes an Ernst angle, and the repetition time is changed by changing the flip angle to the Ernst angle. To do so.

（１１）また、好ましくは、上記（１）において、前記表示ステップ（ｅ）では、値が変更された撮影パラメータの各値から導かれる統計値を表示する。  (11) Preferably, in (1) above, in the display step (e), a statistical value derived from each value of the imaging parameter whose value has been changed is displayed.

（１２）また、好ましくは、上記（１）において、前記撮影ステップ（ｃ）では、前記造影剤の濃度がピークとなる時点の近傍において、ｋ空間の中心データを取得する。  (12) Preferably, in (1) above, in the imaging step (c), center data of k-space is acquired in the vicinity of the time point when the concentration of the contrast agent reaches a peak.

（１３）また、好ましくは、上記（１）において、前記配置ステップ（ａ）と前記再構成ステップ（ｄ）の間のいずれかにおいて、（ｆ）前記撮影ステップ（ｃ）と同じパルスシーケンスで前記所望の領域を撮影するステップを有し、前記再構成ステップ（ｄ）では、前記２つの撮影ステップ（ｃ）と（ｆ）で取得された画像の差分から前記血管像を求める。  (13) Preferably, in the above (1), any one of the step (a) and the reconstruction step (d) is performed in the same pulse sequence as (f) the imaging step (c). A step of photographing a desired area, and in the reconstruction step (d), the blood vessel image is obtained from a difference between the images obtained in the two photographing steps (c) and (f).

（１４）また、好ましくは、上記（１）において、前記配置ステップ（ａ）と前記注入ステップ（ｂ）の間に、（ｇ）前記被検体に前記造影剤を注入して、前記血管における該造影剤の濃度変化情報を取得するステップ
を含み、前記撮影ステップ（ｃ）では、前記濃度変化情報に基づいて、該ステップ（ｃ）の開始が指示されると共に前記撮影パラメータの値を変更する。(14) Preferably, in (1) above, between the placement step (a) and the injection step (b), (g) injecting the contrast agent into the subject, In the imaging step (c), the start of step (c) is instructed and the value of the imaging parameter is changed based on the density change information.

（１５）また、好ましくは、上記（１）において、前記注入ステップ（ｂ）と前記撮影ステップ（ｃ）の間に、（ｈ）前記血管を含む所望の領域の監視画像を連続して撮影して、前記撮影ステップ（ｃ）の開始を指示するステップを有し、前記開始指示は、前記血管内における前記造影剤の濃度情報が反映された信号を前記監視画像から抽出して、該信号が所定の閾値を超えた時に行われる。  (15) Preferably, in (1) above, between the injection step (b) and the imaging step (c), (h) a monitoring image of a desired region including the blood vessel is continuously imaged. And the step of instructing the start of the imaging step (c), wherein the start instruction extracts a signal reflecting the concentration information of the contrast agent in the blood vessel from the monitoring image. Performed when a predetermined threshold is exceeded.

（１６）また、好ましくは、上記（１）において、前記撮影ステップ（ｃ）では、撮影中に、異なる種類の前記撮影パラメータの値を変更する。  (16) Preferably, in the above (1), in the photographing step (c), values of different types of photographing parameters are changed during photographing.

（１７）また、好ましくは、上記（１）において、前記撮影ステップ（ｃ）では、撮影中に、前記撮影パラメータの値の変更方法を変更する。  (17) Preferably, in the above (1), in the photographing step (c), the photographing parameter value changing method is changed during photographing.

（１８）被検体に、静磁場を与える静磁場発生手段と、傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、前記被検体体内の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスを照射する高周波磁場送信手段と、前記核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出するエコー信号受信手段と、上記エコー信号を受信するための、少なくとも１つの撮影パラメータを有するパルスシーケンスを制御するパルスシーケンス制御手段と、上記エコー信号受信手段で検出したエコー信号を用いて血管像を再構成する信号処理手段と、前記血管像を表示する表示手段（と、を備えた磁気共鳴イメージング装置において、前記パルスシーケンス制御手段（４）は、前記パルスシーケンスの実行中に、前記被検体に注入された造影剤の前記血管内における濃度に対応して、該パルスシーケンスの少なくとも１つの撮影パラメータの値を変更する。  (18) A high-frequency magnetic field transmission for irradiating a subject with a static magnetic field generating means for applying a static magnetic field, a gradient magnetic field generating means for applying a gradient magnetic field, and a high-frequency magnetic field pulse for causing nuclear magnetic resonance in a nuclear spin in the subject. Means, echo signal receiving means for detecting an echo signal emitted by the nuclear magnetic resonance, pulse sequence control means for controlling a pulse sequence having at least one imaging parameter for receiving the echo signal, and In the magnetic resonance imaging apparatus comprising: signal processing means for reconstructing a blood vessel image using echo signals detected by the echo signal receiving means; and display means for displaying the blood vessel image (4), the pulse sequence control means (4 ) Is the concentration in the blood vessel of the contrast agent injected into the subject during the execution of the pulse sequence. And response, changes the value of at least one imaging parameter of the pulse sequence.

（１９）好ましくは、上記（１８）において、前記信号処理手段は、事前に取得された前記造影剤の濃度変化情報に基づいて前記濃度を予測し、前記パルスシーケンス制御手段は、前記濃度の予測値に基づいて前記血管像の撮影を行う。  (19) Preferably, in (18), the signal processing unit predicts the concentration based on the concentration change information of the contrast agent acquired in advance, and the pulse sequence control unit predicts the concentration. The blood vessel image is captured based on the value.

（２０）また、好ましくは、上記（１９）において、前記血管像の撮影の開始を指示する入力を受け付けるための入力部を備え、前記パルスシーケンス制御手段は、前記血管を含む監視画像を連続して撮影し、前記表示手段は、前記監視画像を連続して表示し、前記パルスシーケンス制御手段は、前記開始指示に基づいて、前記監視画像の撮影から前記血管像の撮影に切り替える。  (20) Preferably, in the above (19), an input unit is provided for receiving an input for instructing the start of imaging of the blood vessel image, and the pulse sequence control means continuously monitors the monitor image including the blood vessel. The display means continuously displays the monitoring image, and the pulse sequence control means switches from imaging the monitoring image to imaging the blood vessel image based on the start instruction.

（２１）また、好ましくは、上記（１８）において、造影剤注入手段を有し、造影剤が該造影剤注入手段によって注入される。  (21) Preferably, in (18) above, contrast medium injection means is provided, and the contrast medium is injected by the contrast medium injection means.

本発明によれば、被検体内に注入されて時々刻々と変化する造影剤の濃度に追随して、常に最適な条件で撮像し、より高画質な血管像の取得を可能にする造影アンジオグラフィー法を実現することができる。  According to the present invention, contrast angiography that enables the acquisition of a higher-quality blood vessel image by always imaging under optimal conditions following the concentration of a contrast agent that is injected into a subject and changes every moment. The law can be realized.

また、上記造影アンジオグラフィー法を実施するＭＲＩ装置を提供することができる。  Moreover, the MRI apparatus which implements the said contrast angiography method can be provided.

また、本発明によれば、造影剤を用いた血管撮像、即ち３次元造影ＭＲＡ計測において、血管内腔で時間と供に変化する造影剤濃度に追随し、撮影条件を最適にして、特にフリップ角と繰り返し時間ＴＲを最適にして計測でき、計測ウインドウ全てに渡って血管内腔を高信号で取得することができる。  Further, according to the present invention, in blood vessel imaging using a contrast agent, that is, three-dimensional contrast MRA measurement, the contrast condition that changes with time in the blood vessel lumen is followed, the imaging conditions are optimized, and in particular, flipping is performed. The angle and the repetition time TR can be optimally measured, and the blood vessel lumen can be acquired with a high signal over the entire measurement window.

本発明が適用されるＭＲＩ装置の概略全体構成を示すブロック図である。1 is a block diagram showing a schematic overall configuration of an MRI apparatus to which the present invention is applied. 本発明によるＭＲＩ装置が実行する造影ＭＲＡ計測でのフリップ角の制御を説明する図である。It is a figure explaining the control of the flip angle in the contrast MRA measurement which the MRI apparatus by this invention performs. 各種の造影剤濃度におけるフリップ角対信号強度曲線を示す図である。It is a figure which shows the flip angle versus signal intensity curve in various contrast agent density | concentrations. 本発明の第１の実施形態における造影ＭＲＡ計測で取得される信号強度を説明する模式図である。It is a schematic diagram explaining the signal intensity | strength acquired by the contrast MRA measurement in the 1st Embodiment of this invention. 本発明の第２の実施形態における造影ＭＲＡ計測でのＴＲ制御を説明する図である。It is a figure explaining TR control in contrast MRA measurement in a 2nd embodiment of the present invention. 公知の３次元グラディエントエコーシーケンスの概略説明図である。It is a schematic explanatory drawing of a well-known three-dimensional gradient echo sequence. 本発明の第３の実施形態における造影ＭＲＡ計測でのＴＲ、ＦＡ制御を説明する図である。It is a figure explaining TR and FA control in contrast MRA measurement in a 3rd embodiment of the present invention. 本発明の実施形態における画面表示例である。It is an example of a screen display in the embodiment of the present invention.

符号の説明Explanation of symbols

１…被検体、２…静磁場発生系、３…傾斜臓場発生系、４…シーケンサ、５…送信系、６…受信系、７…信号処理系（信号演算処理手段）、８…ＣＰＵ（信号演算処理手段）、９…傾斜磁場コイル、１０…傾斜磁場電源、１１…高周波発信器、１２…変調器、１３…高周波増幅器、１４ａ…送信側高周波コイル、１４ｂ…受信側高周波コイル、１５…増幅器、１６…直交位相検波器、１７…Ａ／Ｄ変換器、１８…磁気ディスク、１９…光ディスク、２０…ディスプレイ  DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Subject, 2 ... Static magnetic field generation system, 3 ... Gradient field generation system, 4 ... Sequencer, 5 ... Transmission system, 6 ... Reception system, 7 ... Signal processing system (signal arithmetic processing means), 8 ... CPU ( (Signal operation processing means), 9 ... gradient magnetic field coil, 10 ... gradient magnetic field power source, 11 ... high frequency transmitter, 12 ... modulator, 13 ... high frequency amplifier, 14a ... high frequency coil on transmission side, 14b ... high frequency coil on reception side, 15 ... Amplifier: 16 ... Quadrature detector, 17 ... A / D converter, 18 ... Magnetic disk, 19 ... Optical disk, 20 ... Display

以下、本発明の実施形態を図面に基づいて説明する。  Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.

なお、発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。  Note that components having the same function are denoted by the same reference symbols throughout the drawings for describing the embodiments of the invention, and the repetitive description thereof is omitted.

図１は、本発明が適用されたＭＲＩ装置の一実施形態における全体概略構成図である。  FIG. 1 is an overall schematic configuration diagram of an embodiment of an MRI apparatus to which the present invention is applied.

このＭＲＩ装置は、ＭＲ現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図１に示すように、静磁場発生系２と、傾斜磁場発生系３と、送信系５と、受信系６と、信号処理系７と、シーケンサ４と、中央処理装置（ＣＰＵ）８とを備える。  This MRI apparatus uses an MR phenomenon to obtain a tomographic image of a subject. As shown in FIG. 1, a static magnetic field generation system 2, a gradient magnetic field generation system 3, a transmission system 5, and a reception system 6 are used. A signal processing system 7, a sequencer 4, and a central processing unit (CPU) 8.

静磁場発生系２は、被検体１の周りの空間にその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体１の周りに永久磁石方式または常電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されている。  The static magnetic field generation system 2 generates a uniform static magnetic field in a body axis direction or a direction perpendicular to the body axis in a space around the subject 1, and a permanent magnet system or a normal conduction system around the subject 1. Alternatively, a superconducting magnetic field generating means is arranged.

また、傾斜磁場発生系３は、Ｘ，Ｙ，Ｚの３軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル９と、それぞれの傾斜磁場コイル９を駆動する傾斜磁場電源１０とを備える。そして、後述のシーケンサ４からの命令に従って、それぞれのコイルの傾斜磁場電源１０を駆動することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの３軸方向の傾斜磁場Ｇｚ，ＧＹ，Ｇｘを被検体１に印加する。  The gradient magnetic field generation system 3 includes a gradient magnetic field coil 9 wound in the three-axis directions of X, Y, and Z, and a gradient magnetic field power source 10 that drives each gradient magnetic field coil 9. Then, the gradient magnetic field power supply 10 of each coil is driven in accordance with a command from the sequencer 4 to be described later, thereby applying gradient magnetic fields Gz, GY, Gx in the three-axis directions of X, Y, Z to the subject 1.

より具体的には、Ｘ，Ｙ，Ｚのいずれかの１方向にスライス選択傾斜臓場パルス（Ｇｚ）を印加して被検体１に対するスライス面を設定し、残り２つの方向に位相エンコード傾斜磁場パルス（ＧＹ）と周波数エンコード傾斜磁場パルス（Ｇｘ）を印加して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。  More specifically, a slice selection gradient field pulse (Gz) is applied in one of X, Y, and Z directions to set a slice plane for the subject 1, and a phase encoding gradient magnetic field is applied in the remaining two directions. A pulse (GY) and a frequency encoding gradient magnetic field pulse (Gx) are applied, and position information in each direction is encoded in the echo signal.

シーケンサ４は、高周波磁場パルス（以下、「ＲＰパルス」という）と傾斜磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段である。このシーケンサ４は、ＣＰＵ８の制御で動作し、被検体１の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系５、傾斜磁場発生系３、および受信系６に送る。  The sequencer 4 is a control unit that repeatedly applies a high-frequency magnetic field pulse (hereinafter referred to as “RP pulse”) and a gradient magnetic field pulse in a predetermined pulse sequence. The sequencer 4 operates under the control of the CPU 8 and sends various commands necessary for collecting tomographic image data of the subject 1 to the transmission system 5, the gradient magnetic field generation system 3, and the reception system 6.

さらに、本発明の実施形態におけるＭＲＩ装置では、シーケンサ４はＲＦパルスの出力を変化させながら計測できる手段を備える。  Furthermore, in the MRI apparatus according to the embodiment of the present invention, the sequencer 4 includes means capable of measuring while changing the output of the RF pulse.

また、送信系５は、被検体１の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるためにＲＦパルスを被検体１に照射するもので、高周波発振器１１と、変調器１２と、高周波増幅器１３と、送信側の高周波コイル１４ａとを備える。  The transmission system 5 irradiates the subject 1 with an RF pulse in order to cause nuclear magnetic resonance to the nuclear spins of the atoms constituting the living tissue of the subject 1, and includes a high-frequency oscillator 11, a modulator 12, The high-frequency amplifier 13 and the high-frequency coil 14a on the transmission side are provided.

高周波発振器１１から出力された高周波パルスをシーケンサ４からの指令によるタイミングで変調器１２により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器１３で増幅した後に、被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ａに供給することにより、ＲＦパルスが被検体１に照射される。  The high-frequency pulse output from the high-frequency oscillator 11 is amplitude-modulated by the modulator 12 at a timing according to a command from the sequencer 4, and the amplitude-modulated high-frequency pulse is amplified by the high-frequency amplifier 13 and then placed close to the subject 1. By supplying the high frequency coil 14a, an RF pulse is irradiated to the subject 1.

受信系６は、被検体１の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を検出するもので、受信側の高周波コイル１４ｂと、増幅器１５と、直交位相検波器１６と、Ａ／Ｄ変換器１７とを備える。  The reception system 6 detects an echo signal (NMR signal) emitted by nuclear magnetic resonance of nuclear spins constituting the biological tissue of the subject 1, and includes a reception-side high-frequency coil 14b, an amplifier 15, and a quadrature phase. A detector 16 and an A / D converter 17 are provided.

送信側の高周波コイル１４ａから照射されたＲＦパルスによって誘起される被検体１からの応答ＭＲ信号が被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ｂで検出される。そして、検出されたＭＲ信号は、増幅器１５で増幅された後、シーケンサ４からの指令によるタイミングで直交位相検波器１６により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがＡ／Ｄ変換器１７でディジタル量に変換されて、信号処理系７に送られる。  The response MR signal from the subject 1 induced by the RF pulse irradiated from the high frequency coil 14a on the transmission side is detected by the high frequency coil 14b disposed in the vicinity of the subject 1. The detected MR signal is amplified by the amplifier 15, and then divided into two orthogonal signals by the quadrature phase detector 16 at a timing according to a command from the sequencer 4, and each is divided by the A / D converter 17. It is converted into a digital quantity and sent to the signal processing system 7.

信号処理系７は、光ディスク１９、磁気ディスク１８等の外部記憶装置と、ＣＲＴ等からなるディスプレイ２０とを有する。受信系６からのデータがＣＰＵ８に入力されると、ＣＰＵ８が信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体１の断層画像をディスプレイ２０に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク１８等に記録する。  The signal processing system 7 includes an external storage device such as an optical disk 19 and a magnetic disk 18 and a display 20 made up of a CRT or the like. When data from the reception system 6 is input to the CPU 8, the CPU 8 executes processing such as signal processing and image reconstruction, and displays the tomographic image of the subject 1 as a result on the display 20 and an external storage device. On the magnetic disk 18 or the like.

なお、図１において、送信側及び受信側の高周波コイル１４ａ、１４ｂと、傾斜磁場コイル９とは、被検体１が挿入される静磁場発生系２の静磁場空間内に被検体１に対向して設置されている。  In FIG. 1, the high-frequency coils 14 a and 14 b on the transmission side and the reception side, and the gradient magnetic field coil 9 face the subject 1 in the static magnetic field space of the static magnetic field generation system 2 in which the subject 1 is inserted. Installed.

また、本発明の実施形態においては、ＭＲＩ装置に、例えば、ＵＳＰ５５５３６１９のＦｉｇ．５Ａ，５Ｂに記載されているような、造影剤注入手段が備えられている。  In the embodiment of the present invention, the MRI apparatus includes, for example, FIG. Contrast agent injection means as described in 5A and 5B are provided.

現在、ＭＲＩ装置の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質である水素原子核（プロトン）である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を２次元もしくは３次元的に撮像する。  Currently, the radionuclide to be imaged by the MRI apparatus is a hydrogen nucleus (proton) that is a main constituent material of the subject as being widely used clinically. Information on the spatial distribution of the proton density and the spatial distribution of the relaxation time of the excited state is imaged, thereby imaging the form or function of the human head, abdomen, limbs, etc. two-dimensionally or three-dimensionally.

次に、本発明の実施形態であるＭＲＩ装置の撮像方法を説明する。
図６は、直交系サンプリング法のグラディエントエコーパルスシーケンスを示す図である。図６に示したＲＦ、Ｇｚ、ＧＹ、Ｇｘ、Ｅｃｈｏはそれぞれ、ＲＦパルス、スライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、周波数エンコード傾斜磁場、エコー信号の軸を表す。また、５０１はＲＦパルス、５０２はスライス選択傾斜磁場パルス、５０３はスライスエンコード傾斜磁場パルス、５０４は位相エンコード傾斜磁場パルス、５０５は周波数エンコード傾斜磁場パルス、５０６はエコー信号である。Next, an imaging method of the MRI apparatus that is an embodiment of the present invention will be described.
FIG. 6 is a diagram showing a gradient echo pulse sequence of the orthogonal sampling method. RF, Gz, GY, Gx, and Echo shown in FIG. 6 respectively represent axes of an RF pulse, a slice gradient magnetic field, a phase encode gradient magnetic field, a frequency encode gradient magnetic field, and an echo signal. Reference numeral 501 denotes an RF pulse, 502 denotes a slice selective gradient magnetic field pulse, 503 denotes a slice encode gradient magnetic field pulse, 504 denotes a phase encode gradient magnetic field pulse, 505 denotes a frequency encode gradient magnetic field pulse, and 506 denotes an echo signal.

３次元撮像では、短い繰り返し時間ＴＲ（例えば１０ｍｓ以下）毎に、スライス選択傾斜磁場５０２を印加しながらＲＦパルス５０１を印加して３次元Ｖｏｌｕｍｅを選択した後に、スライスエンコード傾斜磁場パルス５０３と位相エンコード傾斜磁場パルス５０４の印加量（＝傾斜磁場パルス波形と時間軸との囲む面積）を変えて異なるスライスエンコード量及び位相エンコード量を印加する。そして、周波数エンコード傾斜磁場を印加しながら３軸方向の位置情報をエコー信号５０６に付与して検出する。  In the three-dimensional imaging, after selecting the three-dimensional volume by applying the RF pulse 501 while applying the slice selection gradient magnetic field 502 for each short repetition time TR (for example, 10 ms or less), the slice encoding gradient magnetic field pulse 503 and the phase encoding are selected. Different slice encoding amounts and phase encoding amounts are applied by changing the application amount of the gradient magnetic field pulse 504 (= the area surrounded by the gradient magnetic field pulse waveform and the time axis). Then, the position information in the three-axis directions is applied to the echo signal 506 and detected while applying the frequency encoding gradient magnetic field.

この操作を（スライスエンコード数Ｘ位相エンコード数）の回数だけ繰り返し、３次元画像の再構成に必要なエコー信号を取得する。スライスエンコード数は、８、１６、３２、６４等の値が選ばれ、位相エンコードの数は、通常１枚の画像あたり６４、１２８、２５６、５１２等の値が選ばれる。  This operation is repeated as many times as (slice encode number × phase encode number) to acquire an echo signal necessary for reconstruction of a three-dimensional image. A value such as 8, 16, 32, or 64 is selected as the number of slice encodings, and a value such as 64, 128, 256, or 512 is normally selected as the number of phase encodings per image.

各エコー信号は、通常、１２８、２５６、５１２、１０２４個のサンプリングデータからなる時系列信号として得られる。これらのデータを３次元フーリエ変換して３次元画像を作成する。  Each echo signal is usually obtained as a time-series signal composed of 128, 256, 512, and 1024 sampling data. These data are three-dimensionally Fourier transformed to create a three-dimensional image.

エコー信号を計測した後は、例えば、図６に示すように、スライスエンコード量及び位相エンコード量の印加量をＴＲ間で０（ゼロ）になるように、スライスエンコード傾斜磁場５０３と逆極性の傾斜磁場５１０、位相エンコード傾斜磁５０４と逆極性の傾斜磁場５１１を印加し、同時に周波数エンコード方向には横磁化の位相を分散させるスポイラー５１２を印加する。  After the echo signal is measured, for example, as shown in FIG. 6, the gradient of the polarity opposite to that of the slice encode gradient magnetic field 503 is set so that the application amount of the slice encode amount and the phase encode amount becomes 0 (zero) between TRs. A gradient magnetic field 511 having a polarity opposite to that of the magnetic field 510 and the phase encoding gradient magnetic field 504 is applied, and at the same time, a spoiler 512 that disperses the phase of transverse magnetization is applied in the frequency encoding direction.

さらに、ＲＦパルス５０１の位相もその印加毎に一定量変える。これにより、ＴＲ間で印加される傾斜磁場量は各軸で一定になるので、繰り返し時間ＴＲが撮像対象となる部位の磁化の緩和時間Ｔ１、Ｔ２より短い場合には、その部位の磁化は定常状態になる。  Further, the phase of the RF pulse 501 is also changed by a certain amount every time it is applied. As a result, the amount of gradient magnetic field applied between the TRs is constant on each axis. Therefore, when the repetition time TR is shorter than the magnetization relaxation times T1 and T2 of the part to be imaged, the magnetization of the part is steady. It becomes a state.

ただし、周波数エンコード方向にスポイラー５１２を挿入して周波数エンコード方向にはＴＲ間の傾斜磁場量を０（ゼロ）にしていないので、得られる画像のコントラストは、Ｔ２強調の入らないＴ１強調画像となる。これは、周波数エンコード方向もＴＲ間で傾斜磁場量を０（ゼロ）にすると、Ｔ２強調画像となって、造影ＭＲＡには不適当な画質となってしまうことを避けるためである。  However, since the spoiler 512 is inserted in the frequency encoding direction and the gradient magnetic field amount between TR is not set to 0 (zero) in the frequency encoding direction, the contrast of the obtained image is a T1 weighted image without T2 weighting. . This is in order to avoid a T2-weighted image and inappropriate image quality for contrast MRA when the gradient magnetic field amount is set to 0 (zero) between TRs in the frequency encoding direction.

なお、図６ではスライスエンコード量と位相エンコード量がＴＲ間で０（ゼロ）になるように、それぞれ逆極性の傾斜磁場５１０、５１１を印加しているが、０（ゼロ）でなく、周波数エンコード傾斜磁場のようにＴＲ間で一定量となるように傾斜磁場５１０、５１１を、それぞれ、傾斜磁場５０３、５０４に対応して印加しても定常状態は達成され、得られる画像は造影ＭＲＡに適当なＴ１強調画像となる。  In FIG. 6, gradient magnetic fields 510 and 511 having opposite polarities are applied so that the slice encoding amount and the phase encoding amount are 0 (zero) between TRs, but the frequency encoding is not 0 (zero). Even if the gradient magnetic fields 510 and 511 are applied corresponding to the gradient magnetic fields 503 and 504 so as to have a constant amount between TRs as in the gradient magnetic field, a steady state is achieved, and the obtained image is suitable for contrast MRA. A T1-weighted image.

尚、血流を撮像対象としているので、流れによるディフェイズ（Ｄｅｐｈａｓｅ）をリフェイズ（Ｒｅｐｈａｓｅ）するための傾斜磁場即ちグラディエントモーメントヌリング（Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｍｏｍｅｎｔ Ｎｕｌｌｉｎｇを付加してもよい。しかし、これは本発明に必須ではなく、ＴＲ／ＴＥ短縮のためには、むしろ単純なグラディエントエコーとするのが好ましい。  Since blood flow is an imaging target, a gradient magnetic field, that is, a gradient moment nulling (Gradient Moment Nulling) for rephasing the phase due to the flow may be added. In order to shorten TR / TE, it is preferable to use a simple gradient echo.

次に、本発明のＭＲＩ装置による造影ＭＲＡを説明する前に、造影ＭＲＡについて簡単に説明する。背景技術で説明した様に、Ｇｄ−ＤＴＰＡどのＴ１短縮型の造影剤と、上記短いＴＲのグラディエントエコー系シーケンスとを組み合わせることで、造影剤を含む血液は高信号で描出可能となる。しかし、細い血管の描出の際には血管以外の組織とのコントラストが十分に得られない場合が多い。  Next, before describing the contrast MRA using the MRI apparatus of the present invention, the contrast MRA will be briefly described. As described in the background art, blood containing a contrast medium can be rendered with a high signal by combining a T1 shortening contrast medium such as Gd-DTPA and the above-mentioned short TR gradient echo system sequence. However, there are many cases where sufficient contrast with tissues other than blood vessels cannot be obtained when drawing thin blood vessels.

そのため、造影前後の画像間で差分処理を行って血管以外の組織を除去する方法が用いられる。この方法は、３ＤＭＲ−ＤＳＡ（Ｄｉｇｉｔａｌ ＳｕｂＴＲａｃｔｉｏｎ Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ）などと呼ばれる。  Therefore, a method is used in which a difference process is performed between images before and after contrast to remove tissues other than blood vessels. This method is called 3DMR-DSA (Digital SubTraction Angiography) or the like.

また、よく知られているように、生体内の血液循環システムでは心臓から駆出した血液は動脈から各組織を巡り静脈へ戻って心臓→肺へと循環する。従って、肘静脈から造影剤を注入後、心臓を通って拍出された血液は、最初に動脈系を造影し、毛細血管を介して次に静脈系が描出される。  As is well known, in the blood circulation system in the living body, blood ejected from the heart circulates from the artery to each tissue, returns to the vein, and circulates from the heart to the lung. Therefore, blood injected through the heart after injecting a contrast medium from the elbow vein first contrasts the arterial system, and then the venous system is depicted through the capillaries.

病態の臨床診断においては、動脈系のみならず、静脈系の描出も必要な場合があり、造影ＭＲＡの計測を複数のＰｈａｓｅに亘って連続的に撮像を行うことが望ましい場合もある。こうした撮像法をダイナミックＭＲＡと呼ぶ。  In clinical diagnosis of pathological conditions, not only the arterial system but also the venous system may be required, and it may be desirable to continuously perform imaging of contrast MRA over a plurality of phases. Such an imaging method is called dynamic MRA.

上述した各種造影ＭＲＡの詳細については、文献「３ＤＣｏｎＴＲａｓｔ ＭＲ Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ ２ｎｄ ｅｄｉｔｉｏｎ．Ｐｒｉｎｃｅ ＭＲ，Ｄｒｉｓｔ ＴＭ ａｎ Ｄｅｂａｔｉｎ ＪＦ，Ｓｐｒｉｎｇｅｒ，ＰＰ３−３９．１９８８」に詳しく記載されている。特に、３ＤＭＲ−ＤＳＡについては、この文献のＰ１６〜Ｐ１９に記載されている。  Details of the above-described various contrast MRAs are described in detail in the document “3DConTRast MR Angiography 2nd edition. Prince MR, Drist ™ an Debatin JF, Springer, PP3-39.1988”. In particular, 3DMR-DSA is described in P16 to P19 of this document.

以上に説明した造影ＭＲＡの説明を踏まえて、本発明のＭＲＩ装置による造影ＭＲＡの一実施形態を、図１〜図５を参照して説明する。  Based on the description of contrast MRA described above, an embodiment of contrast MRA using the MRI apparatus of the present invention will be described with reference to FIGS.

まず、被検体１を静磁場発生系内の計測空間に配置し、目的とする血管を含む撮像領域を決定し、目的とする血管内で造影剤濃度がピークに達するタイミングを検出するためのタイミング撮像を行う。  First, the subject 1 is placed in the measurement space in the static magnetic field generation system, the imaging region including the target blood vessel is determined, and the timing for detecting the timing when the contrast agent concentration reaches the peak in the target blood vessel Take an image.

これには、上記文献「３ＤＣｏｎＴＲａｓｔ・・・」に記載されている以下の２つの方法（Ｍ−１）、（Ｍ−２）がある。  There are the following two methods (M-1) and (M-2) described in the above-mentioned document “3DConTRast...”.

（Ｍ−１）テストインジェクション法：少量の造影剤（約１〜２ｍｌ）を被検体１にテスト注入して対象部位における時間−信号曲線を得て、そこから造影剤の到達時間を計測する。そして、この結果を基にして本撮像を行う方法である。つまり、本撮像用の造影剤注入後から上記到達時間後に本撮像を開始する。  (M-1) Test injection method: A small amount of contrast medium (about 1 to 2 ml) is test-injected into the subject 1 to obtain a time-signal curve at the target site, and the arrival time of the contrast medium is measured therefrom. Based on this result, the main imaging is performed. That is, the main imaging is started after the arrival time from the injection of the contrast agent for the main imaging.

この方法（Ｍ−１）は、造影剤を本撮像に先行して使用することにより、僅かな背景組織の造影を生じるが、大きな問題にはならないレベルであり、本撮像のタイミングを測定することにより得られるメリットのほうが大きい。そして、この方法では、タイミングを取得した後に適当な時間をおいて本撮像を行う。  This method (M-1) produces a slight contrast of the background tissue by using a contrast medium prior to the main imaging, but it is a level that does not cause a big problem, and the timing of the main imaging is measured. The benefits gained from are greater. In this method, the main imaging is performed after an appropriate time after acquiring the timing.

（Ｍ−２）フロロスコピックトリガー法：モニター領域内で特定の部位に関心領域（ＲＯＩ）を設定して、その部位のリアルタイム連続撮像（フロロスコピック撮像）を行いながら、そのＲＯＩの信号変化を捉える。そして、ＲＯＩの信号値が予め設定した閾値を超えた時点で自動的に目的とする部位の本撮像を始める方法（つまり、自動トリガー）である。  (M-2) Fluoroscopic trigger method: A region of interest (ROI) is set in a specific region in the monitor region, and the signal change of the ROI is performed while performing real-time continuous imaging (fluoroscopic imaging) of the region. To capture. This is a method of automatically starting the main imaging of the target region when the signal value of ROI exceeds a preset threshold value (that is, automatic trigger).

あるいは、目的とする血管をリアルタイム連続撮像を行いながら観察し、適切な信号上昇が得られた時点で目的とする血管の本撮像の開始をキーボード等のユーザーインターフェースを介して指示する方法（つまり、マニュアルトリガー）である。  Alternatively, a method of observing a target blood vessel while performing real-time continuous imaging and instructing the start of the main imaging of the target blood vessel via a user interface such as a keyboard when an appropriate signal rise is obtained (that is, Manual trigger).

閾値を超えた時点で本撮像を始める方法（自動トリガー）、適切な信号上昇が得られた時点で本撮像の開始を指示する方法（マニュアルトリガー）のどちらを用いても良い。  Either a method of starting the main imaging when the threshold is exceeded (automatic trigger) or a method of instructing the start of the main imaging when the appropriate signal rise is obtained (manual trigger) may be used.

このフロロスコピックトリガー法は、撮像タイミングを取得後、直ちに本撮像を行う。  In this fluoroscopic trigger method, the main imaging is performed immediately after the imaging timing is acquired.

上記（Ｍ−１）、（Ｍ−２）の２つのいずれの方法においても、例えば、本撮像時の造影前の画像を取得しておき、造影後と造影前との画像の差分をとる。また、本撮像では、同一条件で同一スライスまたはスラブ（つまり、３次元撮像時のスライス方向の撮像領域）位置について連続的に計測を行う。  In any of the above two methods (M-1) and (M-2), for example, an image before contrast enhancement at the time of main imaging is acquired, and a difference between images after contrast enhancement and before contrast enhancement is obtained. In the main imaging, the same slice or slab (that is, the imaging area in the slice direction at the time of three-dimensional imaging) is continuously measured under the same conditions.

撮像タイミング計測のための撮像シーケンスと本撮像のための撮像シーケンスとは、任意の撮像シーケンスでよく、特に限定されないが、例えばタイミング撮影の場合には２次元の、本撮影の場合は３次元のグラディエントエコー法を基本とするシーケンスを用いるのが良い。  The imaging sequence for measuring the imaging timing and the imaging sequence for the main imaging may be any imaging sequence, and are not particularly limited. For example, the imaging sequence is two-dimensional for timing imaging and three-dimensional for main imaging. A sequence based on the gradient echo method should be used.

次に、ｋ空間（計測空間）上でのエコー信号の計測順序について説明する。
上記タイミング撮像で得られた目的とする血管への造影剤到達時間を基に、目的とする血管の造影剤濃度ピーク時に、ｋ空間の中心データの計測を合わせるように計測を開始する。Next, the measurement order of echo signals in the k space (measurement space) will be described.
Based on the contrast agent arrival time to the target blood vessel obtained by the timing imaging, the measurement is started so as to match the measurement of the center data of the k space at the contrast agent concentration peak of the target blood vessel.

この際のｋ空間走査方法はシーケンシャル系でもセントリック系でも良い。  The k-space scanning method at this time may be a sequential system or a centric system.

２次元の場合において、シーケンシャル系のｋ空間走査方法は、ｋ空間のｋｙ軸（位相エンコード）方向におけるいずれか一方の高空間周波数側の端から他方の高空間周波数側の端に向けて順次連続的にエコー信号を取得する。例えば、位相エンコード数を２５６とすると、ｋｙ＝−１２８→＋１２７と、順にエコー信号を取得する。  In the two-dimensional case, the sequential k-space scanning method is sequentially performed from one high spatial frequency side end to the other high spatial frequency side end in the ky axis (phase encoding) direction of the k space. Echo signal is acquired. For example, if the number of phase encodes is 256, echo signals are acquired in order of ky = −128 → + 127.

一方、セントリック系のｋ空間走査方法では、ｋ空間の中心（つまり低空間周波数側）から高空間周波数側の端に向けて順次連続的にエコー信号を取得する。例えば、位相エンコード数を２５６とすると、ｋｙ＝０、−１、＋１、−２、＋２、…、＋１２７、−１２８とｋ空間の正側負側を交亙にエコー信号を取得する。  On the other hand, in the centric k-space scanning method, echo signals are sequentially and sequentially acquired from the center of the k-space (that is, the low spatial frequency side) toward the end on the high spatial frequency side. For example, assuming that the number of phase encodes is 256, echo signals are acquired by crossing ky = 0, -1, +1, -2, +2, ..., +127, -128 and the positive and negative sides of the k space.

ｋ空間の中心領域（つまり低空間周波数領域）のデータは主に画像のコントラストを決定し、高空間周波数領域のデータは主に画像の輸郭（シャープさ）を決定する。  The data in the central region of k-space (that is, the low spatial frequency region) mainly determines the contrast of the image, and the data in the high spatial frequency region mainly determines the contour (sharpness) of the image.

３次元の場合においては、２次元のｋ空間にスライスエンコードに対応するｋｚ軸が追加される。このｋｚ軸方向に対しても、上記ｋｙ軸方向におけるシーケンシャル系又はセントリック系のｋ空間走査方法を適用することができる。  In the three-dimensional case, a kz axis corresponding to slice encoding is added to the two-dimensional k-space. The sequential or centric k-space scanning method in the ky axis direction can also be applied to the kz axis direction.

次に、本発明の造影ＭＲＡ計測における最適撮像条件の設定について説明する。
最初に、本発明の最適撮像条件設定に関する第１の実施形態であるフリップ角の最適設定について説明する。なお、本発明の第１の実施形態では、目的部位での血管内の造影剤濃度変化に追従して、エコー信号強度が大きくなるようにフリップ角を制御する。特に、フリップ角がエルンスト角となるように又はエルンスト角に近くなるようにフリップ角を制御してエコー信号を計測する。Next, setting of the optimum imaging condition in the contrast MRA measurement of the present invention will be described.
First, the optimum setting of the flip angle, which is the first embodiment relating to the optimum imaging condition setting of the present invention, will be described. In the first embodiment of the present invention, the flip angle is controlled so as to increase the echo signal intensity following the change in the contrast agent concentration in the blood vessel at the target site. In particular, the echo signal is measured by controlling the flip angle so that the flip angle becomes the Ernst angle or close to the Ernst angle.

はじめに、造影剤濃度の時間変化に関する一般諭を説明する。
一般に、静脈から注入された造影剤の動脈相での最大濃度は概算で、次式（１）のように推定される（文献「３ＤＣｏｎＴＲａｓｔ・・・」参照）。First, a general rule regarding the temporal change in contrast agent concentration will be described.
Generally, the maximum concentration of the contrast medium injected from the vein in the arterial phase is approximate, and is estimated as in the following equation (1) (refer to the document “3DConTast...”).

最大濃度＝（造影剤原液の濃度（ｍｍｏｌ／ｍｌ）×造影剤注入速度（ｍｌ／ｓ））／（心臓拍出量（ｍｌ／ｓ）） −−−（１）
一般成人の心臓の拍出量は約５．５１／分、すなわち約９７ｍｌ／ｓであり、造影剤の原液は５００ｍｍｏｌ／ｍｌであることから、造影剤を１ｍｌ／ｓで注入した場合、動脈相での造影剤の推定最大濃度（ピーク時の濃度）は約５ｍｍｏｌ／ｍｌと推定される。Maximum concentration = (concentration of contrast medium stock solution (mmol / ml) × contrast medium injection speed (ml / s)) / (cardiac output (ml / s)) −−− (1)
Since the stroke volume of the heart of a general adult is about 5.51 / min, that is, about 97 ml / s, and the stock solution of contrast medium is 500 mmol / ml, when the contrast medium is injected at 1 ml / s, the arterial phase The estimated maximum concentration (concentration at the peak) of the contrast medium is estimated to be about 5 mmol / ml.

また、造影剤を注入した後の血管内での経時的な濃度変化は、例えば図２の（ａ）に示すように時間変化するが、この時間変化ｂ（ｔ）は、次式（２）で推定される。  Further, the concentration change with time in the blood vessel after injecting the contrast agent changes with time as shown in FIG. 2A, for example. This time change b (t) is expressed by the following equation (2). Estimated by

ｂ（ｔ）＝Ｃ１（ｔ＋２τ１）２ｅｘｐ（−ｔ／τ１）＋Ｃ２ｔ２ｅｘｐ（−ｔ／τ２） −−−（２）
ただし、上記式（２）において、ｔは被検体に造影剤を注入してからの経過時間、τ、τ２、Ｃ１、Ｃ２は定数であり、例えば、τ１＝４．７ｓ、τ２＝２．４ｓ、Ｃ２／Ｃ１＝０．３７を用いることができる。b (t) = C 1 (t + 2τ 1 ) 2 exp (−t / τ 1 ) + C 2 t 2 exp (−t / τ 2 ) −−− (2)
However, in the above formula (2), t is the elapsed time since the contrast agent was injected into the subject, and τ, τ 2 , C 1 , C 2 are constants, for example, τ 1 = 4.7 s, τ 2 = 2.4 s and C 2 / C 1 = 0.37 can be used.

任意の経過時間における造影剤濃度は、図１に示したＣＰＵ８にて、上記（２）式に基づき計算され推定される。  The contrast agent concentration at an arbitrary elapsed time is calculated and estimated based on the above equation (2) by the CPU 8 shown in FIG.

しかし、実際には、これらの定数は、被検体の個体差が少なからずあるため、例えば、本撮像前に行う上記テストインジェクション法（Ｍ−１）に基づくテスト撮像で取得した個人毎の実際の造影剤濃度変化（つまり、各経過時間における信号強度変化）から、個体毎に、定数τ１、τ２、Ｃ１、Ｃ２の値を決定してもよい。However, in actuality, these constants have not a few individual differences, so for example, the actual values for each individual obtained by the test imaging based on the test injection method (M-1) performed before the main imaging. The values of constants τ 1 , τ 2 , C 1 , and C 2 may be determined for each individual from the contrast agent concentration change (that is, the signal intensity change at each elapsed time).

テスト撮像結果から定数の値を決定する場合は、テスト撮像により得られた造影剤濃度変化を反映した複数の画像を、一旦、信号処理系７の外部記憶装置等に記憶する。  When determining a constant value from the test imaging result, a plurality of images reflecting the contrast agent concentration change obtained by the test imaging are temporarily stored in an external storage device of the signal processing system 7 or the like.

そして、テスト撮像の終了後に、ＣＰＵ８によりこれらの画像を解析して、濃度変化を示すｂ（ｔ）の式（２）における各定数を求め、その結果を外部記憶装置等に記憶しておく。  Then, after the test imaging is completed, these images are analyzed by the CPU 8, each constant in the equation (2) of b (t) indicating the density change is obtained, and the result is stored in an external storage device or the like.

そして、テスト撮像後に実行される本撮像時に、外部記憶装置に記憶した定数を使用して、（２）式に基づき任意の経過時間における造影剤濃度をＣＰＵ８にて計算して推定する。  Then, at the time of the main imaging executed after the test imaging, the CPU 8 calculates and estimates the contrast agent concentration at an arbitrary elapsed time based on the equation (2) using the constant stored in the external storage device.

また、造影剤の注入された血管内腔のＴ１値は、次式（３）により算出することができる。  Further, the T1 value of the blood vessel lumen into which the contrast agent is injected can be calculated by the following equation (3).

１／Ｔ１（造影後）＝１／Ｔ１（造影前）＋（造影剤の緩和率）×（造影剤の濃度） −−−（３）
上記（３）式の（造影剤濃度）として、（２）式を用いて推定された造影剤濃度ｂ（ｔ）を用いることで、造影剤濃度の時間変化に対する造影後の血管内腔のＴ１値を推定することができる。1 / T1 (after contrast) = 1 / T1 (before contrast) + (contrast agent relaxation rate) × (contrast agent concentration) --- (3)
By using the contrast agent concentration b (t) estimated using the equation (2) as the (contrast agent concentration) of the above equation (3), the T1 of the blood vessel lumen after the contrast with respect to the temporal change of the contrast agent concentration The value can be estimated.

また、グラディエントエコー法において、エコー信号を最大にするためのフリップ角のことをエルンスト角とよぶが、このエルンスト角αは、次式（４）で算出できる。  In the gradient echo method, the flip angle for maximizing the echo signal is called the Ernst angle. The Ernst angle α can be calculated by the following equation (4).

ｃｏｓα＝ｅｘｐ（−ＴＲ／Ｔ１） −−−（４）
上記式（４）において、ＴＲは繰り返し時間、Ｔ１は血管内腔のＴ１値である。cos α = exp (−TR / T1) −−− (4)
In the above formula (4), TR is the repetition time, and T1 is the T1 value of the blood vessel lumen.

図３は、造影剤濃度値を変えた場合におけるフリップ角（横軸）と信号強度（縦軸）との関係を示すグラフであり、信号強度が最大となるフリップ角がエルンスト角ＦＡである。  FIG. 3 is a graph showing the relationship between the flip angle (horizontal axis) and the signal intensity (vertical axis) when the contrast agent concentration value is changed, and the flip angle at which the signal intensity is maximum is the Ernst angle FA.

図３の例では、造影剤濃度ｂ３のエルンスト角はＦＡ３、造影剤濃度ｂ２のエルンスト角はＦＡ２、造影剤濃度ｂ１のエルンスト角はＦＡ１である。造影剤濃度は、ｂ１が最も低く、ｂ３が最も高く、エルンスト角ＦＡ１が最も小さく、ＦＡ３が最も大きくなっている。信号強度も、造影剤濃度ｂ１のエルンスト角ＦＡ１の信号強度Ｓ１は、造影剤濃度ｂ２のエルンスト角ＦＡ２の信号強度Ｓ２より小さく、この信号強度Ｓ２は、造影剤濃度ｂ３のエルンスト角ＦＡ３の信号強度Ｓ３より小さい。  In the example of FIG. 3, the Ernst angle of the contrast agent concentration b3 is FA3, the Ernst angle of the contrast agent concentration b2 is FA2, and the Ernst angle of the contrast agent concentration b1 is FA1. Contrast agent concentrations are the lowest in b1, the highest in b3, the smallest Ernst angle FA1, and the largest in FA3. The signal intensity S1 at the Ernst angle FA1 at the contrast agent concentration b1 is smaller than the signal intensity S2 at the Ernst angle FA2 at the contrast agent concentration b2, and this signal intensity S2 is the signal intensity at the Ernst angle FA3 at the contrast agent concentration b3. Smaller than S3.

図３に示した結果から、造影剤濃度が高くなるほどＴ１短縮効果が高まることになるので、（４）式におけるＴ１が小となることにより、ｃｏｓαも小となることからエルンスト角αは大きくなる。  From the results shown in FIG. 3, the higher the contrast agent concentration, the higher the T1 shortening effect. Therefore, when T1 in the equation (4) becomes smaller, cos α also becomes smaller, so the Ernst angle α becomes larger. .

上記一般諭から、（４）式のＴ１として、（３）式により得られた造影後の推定Ｔ１値を用いれば、被検体に造影剤を注入した後であって、目的部位の血管内における造影剤濃度の時間変化に追従したエルンスト角を推定することができる。つまり、造影剤濃度に追従して信号強度を最大にするフリップ角を推定することができる。  Using the estimated T1 value obtained by the equation (3) as the T1 in the equation (4) from the above general sputum, after the contrast medium is injected into the subject, It is possible to estimate the Ernst angle that follows the temporal change in contrast agent concentration. That is, it is possible to estimate the flip angle that maximizes the signal intensity following the contrast agent concentration.

本発明の第１の実施形態は、造影剤濃度に追従して信号強度を最大にするフリップ角の推定方法を３次元造影ＭＲＡ計測に適用したものである。つまり、上記（４）式等により算出される、上記フリップ角の時間変化α（ｔ）となるように、実際のフリップ角を制御する。  In the first embodiment of the present invention, a flip angle estimation method that maximizes signal intensity following the contrast agent concentration is applied to three-dimensional contrast MRA measurement. That is, the actual flip angle is controlled so as to be the time change α (t) of the flip angle calculated by the above equation (4) and the like.

上述のようにしてフリップ角を制御することにより、経時的に変化する造影剤濃度に追随して、検出信号強度が大となるに最適なフリップ角での計測が可能となり、より高画質な血管像の取得が可能となる。  By controlling the flip angle as described above, it becomes possible to follow the contrast agent concentration that changes over time, and to perform measurement at the optimal flip angle so that the detection signal intensity becomes large, and blood vessels with higher image quality. An image can be acquired.

図２の（ｂ）は、図２の（ａ）に示す推定造影剤濃度ｂの時間変化ｂ（ｔ）に追従してフリップ角を制御する様子を示すグラフである。図２の（ｂ）において、縦軸はプリップ角（ＦＡ１〜ＦＡ３）、横軸は、図２の（ａ）と共通の経過時間ｔを示す。  FIG. 2B is a graph showing how the flip angle is controlled following the time change b (t) of the estimated contrast agent concentration b shown in FIG. In FIG. 2B, the vertical axis represents the rip angle (FA1 to FA3), and the horizontal axis represents the elapsed time t common to FIG.

図２の（ｂ）において、曲線１０２は、本発明の第１の実施形態により、造影剤濃度に追従してフリップ角を変化させる例を示し、直線１０１は、本発明とは異なり、造影剤濃度の変化に関係無く、フリップ角を例えばＦＡ３に固定する例を示す。  In FIG. 2B, a curve 102 shows an example in which the flip angle is changed following the contrast agent concentration according to the first embodiment of the present invention. An example in which the flip angle is fixed to, for example, FA3 regardless of changes in density is shown.

図２の（ｂ）に示すように、フリップ角の変更方法として、（４）式で算出されたα（ｔ）に従って、造影剤濃度が徐々に高くなっていく期間Ｄａ（時刻ｔ１〜ｔ２）ではフリップ角を造影剤濃度に追従して増加する（ＦＡ１→ＦＡ２→ＦＡ３）。造影剤濃度がピークに達した後、徐々に低くなっていく期間Ｄｂ（時刻ｔ２〜ｔ３）では、低下していく造影剤濃度に追従してフリップ角を徐々に減少させる（ＦＡ３→ＦＡ２）。つまり、造影剤の濃度に追従して、フリップ角の変更方法を変更する。  As shown in FIG. 2B, as a method for changing the flip angle, the period Da (time t1 to t2) in which the contrast agent concentration gradually increases according to α (t) calculated by the equation (4). Then, the flip angle increases following the contrast agent concentration (FA1 → FA2 → FA3). In the period Db (time t2 to t3) gradually decreasing after the contrast agent concentration reaches the peak, the flip angle is gradually decreased following the decreasing contrast agent concentration (FA3 → FA2). That is, the flip angle changing method is changed following the contrast agent concentration.

フリップ角の具体的な制御は、図１に示したシーケンサ４によって行われる。即ち、信号処理系７の外部記憶装置等から取得した（２）式の各定数を使用してＣＰＵ８が任意の経過時間における造影剤濃度を推定し、その推定値を（３）式に代入して造影後の所望の血管内腔のＴ１値を求める。そして、ＣＰＵ８は、求めたＴ１値を使用して、（４）式からエルンスト角を求めてシーケンサ４に通知する。  The specific control of the flip angle is performed by the sequencer 4 shown in FIG. That is, the CPU 8 estimates the contrast agent concentration at an arbitrary elapsed time using each constant of the equation (2) acquired from the external storage device of the signal processing system 7 and the like, and substitutes the estimated value into the equation (3). Thus, the T1 value of the desired blood vessel lumen after the contrast is obtained. Then, the CPU 8 obtains the Ernst angle from the equation (4) using the obtained T1 value and notifies the sequencer 4 of it.

シーケンサ４は、送信系５の高周波発振器１１、変調器１２、及び高周波増幅器１３を制御して、ＣＰＵ８から通知されたエルンスト角に対応するＲＦパルスを高周波コイル１４ａから被検体に印加する。  The sequencer 4 controls the high-frequency oscillator 11, the modulator 12, and the high-frequency amplifier 13 of the transmission system 5, and applies an RF pulse corresponding to the Ernst angle notified from the CPU 8 from the high-frequency coil 14a to the subject.

図４の（ａ）、（ｂ）は、造影剤濃度に追従してフリップ角を制御した場合に取得される信号強度の一例を示す図である。図４（ａ）は、造影剤濃度の時間変化を示し、図４の（ｂ）は、血管内の造影剤濃度変化に追随して、図２の（ｂ）に示したように、フリップ角を常にエルンスト角に近い値になるように変化させた場合に取得される信号強度の時間変化を示したものである。  FIGS. 4A and 4B are diagrams illustrating an example of signal intensity acquired when the flip angle is controlled following the contrast agent concentration. FIG. 4 (a) shows the change over time in the contrast agent concentration, and FIG. 4 (b) follows the change in the contrast agent concentration in the blood vessel, and as shown in FIG. 2 (b), the flip angle Shows the time change of the signal intensity obtained when the value is constantly changed to a value close to the Ernst angle.

図４の（ｂ）において、曲線１１１が、フリップ角を制御しない従来法によって得られる信号強度の時間変化であり、曲線１１２が本発明の第１の実施形態よるフリップ角を制御する方法によって得られる信号強度の時間変化である。  In FIG. 4B, a curve 111 is a time change of signal intensity obtained by the conventional method without controlling the flip angle, and a curve 112 is obtained by the method of controlling the flip angle according to the first embodiment of the present invention. It is a time change of the signal strength.

図４の（ｂ）に示すように、フリップ角を制御しない例と比較して、フリップ角を制御することで、計測ウインドウ内の全ての計測に渡ってより高い信号を取得可能となることが理解できる。  As shown in FIG. 4B, compared to an example in which the flip angle is not controlled, by controlling the flip angle, a higher signal can be acquired over all measurements in the measurement window. Understandable.

ここで、図２に示すように、造影剤濃度がピークになる時点でｋ空間の中心データを取得するようにしている。  Here, as shown in FIG. 2, k-space center data is acquired at the time when the contrast agent concentration reaches a peak.

なお、フリップ角を随時適切な値に変更することによって、フリップ角の変化に合わせて目的とする血管以外の静止領域からの信号強度が変化することとなる。しかし、造影ＭＲＡでは、上述したように、造影前後又は時間的に相前後する画像間で差分処理を行って血管以外の組織を除去し、血管のみを描出する差分画像が用いられる。したがって、静止部分の信号強度の変化は、この差分処理によってキャンセルされるため特に問題となることはない。  Note that by changing the flip angle to an appropriate value as needed, the signal intensity from a static region other than the target blood vessel changes in accordance with the change in the flip angle. However, in contrast-enhanced MRA, as described above, a difference image is used in which a tissue other than blood vessels is removed by performing a difference process between images before and after contrast or temporally in phase, and only blood vessels are depicted. Therefore, the change in the signal strength of the stationary portion is not particularly problematic because it is canceled by this difference processing.

また、実際にはフリップ角を急激に変化するわけではないので、静止領域からの信号強度が変化する影響は実際上は少ない。  In addition, since the flip angle does not actually change abruptly, the influence of the change in signal intensity from the stationary region is practically small.

以上の本発明の第１の実施形態では、アンジオグラフィー法において、造影剤濃度変化に追従して、ＴＲを固定としてフリップ角がエルンスト角になるように制御した。  In the first embodiment of the present invention described above, in the angiography method, following the change in contrast agent concentration, the TR is fixed and the flip angle is controlled to be the Ernst angle.

これに対して、フリップ角を固定として、ＴＲを変化させることで、一定のフリップ角がエルンスト角となるようにＴＲを制御することも可能である。  On the other hand, it is also possible to control the TR so that the constant flip angle becomes the Ernst angle by changing the TR with the flip angle fixed.

本発明の第２の実施形態は、上述したように、フリップ角を固定として、ＴＲを制御することで、フリップ角がエルンスト角となるように制御する例である。  As described above, the second embodiment of the present invention is an example in which the flip angle is fixed and the TR is controlled so that the flip angle becomes the Ernst angle.

上述したように、造影剤濃度が高い程、Ｔ１は短縮されるので、上記（４）式に従って、エルンスト角αを一定とするために、造影剤濃度が増加する期間ではＴ１の短縮に合わせてＴＲを短くする。そして、造影剤濃度が減少する期間では逆にＴ１が伸張されるので、Ｔ１の伸張に合わせてＴＲを長くする。  As described above, T1 is shortened as the contrast agent concentration is high. Therefore, in order to keep the Ernst angle α constant according to the above equation (4), the contrast agent concentration is increased in accordance with the shortening of T1. Shorten TR. In contrast, during the period in which the contrast agent concentration decreases, T1 is expanded, so that TR is lengthened in accordance with the expansion of T1.

ここで、ＴＲを造影剤濃度の変化に合わせて変更することによって、ＴＲの変化に伴い目的とする血管以外の静止領域からの信号強度も変化する。これは、フリップ角を変化させる第１の実施形態の場合と同様に、差分画像を用いること及びＴＲは急激には変更されないことから、静止領域からの信号強度が変化する影響は、実際上少ないので、画像上において問題とはならない。  Here, by changing the TR in accordance with the change in the contrast agent concentration, the signal intensity from the static region other than the target blood vessel also changes as the TR changes. As in the case of the first embodiment in which the flip angle is changed, since the difference image is used and TR is not changed abruptly, the effect of changing the signal intensity from the stationary region is practically small. Therefore, there is no problem on the image.

本発明の第２の実施形態である造影剤濃度に追従してＴＲを制御した場合に取得される信号強度の一例を図５の（ａ）、（ｂ）に示す。  FIGS. 5A and 5B show examples of signal intensity obtained when TR is controlled following the contrast agent concentration according to the second embodiment of the present invention.

図５の（ａ）は、図２の（ａ）の血管内の推定造影剤濃度変化ｂ（ｔ）を示す。図５の（ｂ）は、造影剤濃度変化に追随してＴＲを変化させ、一定のフリップ角が常にエルンスト角又はそれに近い値になるようにした場合に取得される信号強度の時間変化を示す。図５の（ｂ）の縦軸はＴＲ値を示し、横軸は、図５の（ａ）と一致させた時間を示す。  FIG. 5A shows the estimated contrast agent concentration change b (t) in the blood vessel of FIG. (B) of FIG. 5 shows the time change of the signal intensity obtained when TR is changed following the contrast agent concentration change so that the constant flip angle is always the Ernst angle or a value close thereto. . The vertical axis of (b) in FIG. 5 indicates the TR value, and the horizontal axis indicates the time matched with (a) in FIG.

また、図５の（ｂ）の直線２０１は、ＴＲを制御しない従来法によって得られる信号強度の時間変化であり、曲線２０２が本発明の第２の実施形態によりＴＲを制御する方法によって得られる信号強度の時間変化である。  A straight line 201 in FIG. 5B is a time change in signal intensity obtained by a conventional method without controlling TR, and a curve 202 is obtained by the method of controlling TR according to the second embodiment of the present invention. It is a time change of signal intensity.

図５の（ａ）、（ｂ）において、ＴＲの変更方法において、上記（４）式によりαを一定とするために算出されるＴＲの時間変化関数ＴＲ（ｔ）に従って、造影剤濃度が徐々に高くなっていく期間Ｄａ（ｔ１〜ｔ２）では、造影剤濃度の増加に追従してＴＲを徐々に短くする。そして、造影剤濃度が徐々に低くなっていく期間Ｄｂ（ｔ２〜ｔ３）では造影剤濃度の低下に追従してＴＲを徐々に長くする。つまり、造影剤の濃度に追従して、ＴＲの変更方法を変更する。  5 (a) and 5 (b), in the TR changing method, the contrast agent concentration is gradually increased according to the TR time-varying function TR (t) calculated to make α constant according to the above equation (4). During a period Da (t1 to t2) that becomes higher, TR is gradually shortened following the increase in contrast agent concentration. In the period Db (t2 to t3) in which the contrast agent concentration gradually decreases, TR is gradually increased following the decrease in the contrast agent concentration. That is, the TR changing method is changed following the contrast agent concentration.

図５の（ｂ）に示すようにＴＲを制御することで、図４の（ｂ）に示したと同様の信号強度の時間変化が得られる。つまり、計測ウインドウ内の全ての計測に渡ってより高い信号が取得可能となる。なお、この例においても、図５の（ｂ）に示すように、造影剤濃度がピークになる時点ｔ２で、ｋ空間の中心データを取得するようにしている。  By controlling TR as shown in FIG. 5B, the same time change in signal intensity as that shown in FIG. 4B can be obtained. That is, a higher signal can be acquired over all measurements in the measurement window. In this example as well, as shown in FIG. 5B, the center data of the k space is acquired at the time t2 when the contrast agent concentration reaches its peak.

ＴＲの具体的な制御は、図１に示したシーケンサ４によって行われる。即ち、上記フリップ角を変化させる第１の実施形態と同様に、造影後の所望の血管内腔のＴ１値を求め、求めたＴ１値を使用して、上記（４）式から、所定のフリップ角がエルンスト角となるＴＲを求めてシーケンサ４に通知する。シーケンサ４は繰り返し時間間隔がこの求めたＴＲとなるように所定のパルスシーケンスを制御する。  Specific control of TR is performed by the sequencer 4 shown in FIG. That is, similarly to the first embodiment in which the flip angle is changed, a T1 value of a desired blood vessel lumen after contrast is obtained, and a predetermined flip is obtained from the above equation (4) using the obtained T1 value. A TR whose angle is the Ernst angle is obtained and notified to the sequencer 4. The sequencer 4 controls a predetermined pulse sequence so that the repetition time interval becomes the calculated TR.

以上、第１と第２の実施形態を、それぞれフリップ角とＴＲの値を変更する場合を例にして説明したが、複数の撮影パラメータを同時に変更しても良い。例えば、造影剤の濃度がピークになる時点までの濃度増加期間においては、造影剤の濃度増加に追従してフリップ角を増加させると共にＴＲを減少させてもよい。一方、造影剤の濃度がピークになった時点以降の濃度減少期間においては、造影剤の濃度減少に追従してフリップ角を減少させると共にＴＲを増加させても良い。  As described above, the first and second embodiments have been described by taking the case where the flip angle and the value of TR are changed as an example, but a plurality of imaging parameters may be changed simultaneously. For example, in the concentration increase period until the concentration of the contrast agent reaches its peak, the flip angle may be increased and TR may be decreased following the increase in the concentration of the contrast agent. On the other hand, in the concentration decrease period after the point when the concentration of the contrast agent reaches its peak, the flip angle may be decreased and TR may be increased following the decrease in the concentration of the contrast agent.

次に、本発明の第３の実施形態について説明する。
この第３の実施形態は、計測ウインドウ期間内に、推定造影剤濃度がピークとなる時点を含むその近傍期間の高濃度期間と、高濃度期間以外の低濃度期間を設定し、高濃度期間においてＴＲ制御とし、低濃度期間においてフリップ角制御とする。Next, a third embodiment of the present invention will be described.
In the third embodiment, a high concentration period in the vicinity including the time point when the estimated contrast agent concentration reaches a peak and a low concentration period other than the high concentration period are set within the measurement window period. TR control is performed and flip angle control is performed in a low concentration period.

つまり、高濃度期間は、ｋ空間の中心近傍のデータを取得する期間であるので、多くのデータを取得するためには、ＴＲ期間が短い方が望ましい。したがって、高濃度期間のＴＲを低濃度期間のＴＲよりも短くするとともに、フリップ角がエルンスト角となるようにＴＲ制御を行う。  That is, since the high concentration period is a period for acquiring data near the center of the k space, it is desirable that the TR period is short in order to acquire a large amount of data. Therefore, TR control is performed so that the TR in the high concentration period is shorter than the TR in the low concentration period and the flip angle becomes the Ernst angle.

一方、低濃度期間はＴ１が長くなるので、ＴＲを長くすることによって、充分な縦緩和時間を確保して信号強度を増大させることができる。したがって、低濃度期間のＴＲを高濃度期間のＴＲより長くし、フリップ角αがエルンスト角となるようにフリップ角を制御する。なお、高濃度期間ではフリップ角を一定にし、低濃度期間ではＴＲを一定にしてもよい。  On the other hand, since T1 becomes longer in the low concentration period, by increasing TR, it is possible to secure a sufficient longitudinal relaxation time and increase the signal intensity. Therefore, the TR in the low concentration period is made longer than the TR in the high concentration period, and the flip angle is controlled so that the flip angle α becomes the Ernst angle. Note that the flip angle may be constant during the high concentration period, and TR may be constant during the low concentration period.

図７を参照して、本発明の第３の実施形態について説明する。なお、図７の縦軸は、ＴＲ又はＦＡを示し（ここでは、ＴＲ制御期間はＦＡ一定、ＦＡ制御期間はＴＲ一定とする）、横軸は経過時間を示す。  A third embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. Note that the vertical axis in FIG. 7 indicates TR or FA (here, the TR control period is constant FA and the FA control period is constant TR), and the horizontal axis indicates elapsed time.

図７の（ｂ）の時点ｔ１〜ｔ１ａの期間は、低濃度期間の前半であるので、曲線７０１に示すように、ＴＲを一定とし、上記式（４）で算出されたα（ｔ）に従って、造影剤濃度に追従して、フリップ角がエルンスト角となるようにフリップ角を制御する。  Since the period from the time point t1 to t1a in FIG. 7B is the first half of the low concentration period, as shown by a curve 701, TR is constant and according to α (t) calculated by the above equation (4). The flip angle is controlled such that the flip angle becomes the Ernst angle following the contrast agent concentration.

次に、時点ｔ１ａ〜ｔ２ｂの期間は、高濃度期間であるので、フリップ角を一定とし、この一定のフリップ角がエルンスト角となるようにＴＲを制御する。  Next, since the period from the time point t1a to t2b is a high concentration period, the flip angle is made constant, and the TR is controlled so that the constant flip angle becomes the Ernst angle.

そして、時点ｔ２ｂ〜ｔ３の期間は、低濃度期間の後半であるので、ＴＲを一定とし、造影剤濃度に追従して、フリップ角がエルンスト角となるようにフリップ角を制御する。  Since the period from the time point t2b to t3 is the latter half of the low concentration period, the flip angle is controlled so that TR is constant and the flip angle becomes the Ernst angle following the contrast agent concentration.

この第３の実施形態は、撮影中に異なる撮影パラメータを変更する一例である。  The third embodiment is an example in which different shooting parameters are changed during shooting.

なお、フリップ角制御からＴＲ制御への切り替えの判断は、計測ウンインドウの開始時点から一定期間後に、フリップ角制御からＴＲ制御への切り替え、さらに、その所定時間後に、ＴＲ制御からフリップ角制御への切り替えを行なうことができる。  Note that switching from the flip angle control to the TR control is determined after a certain period from the start of the measurement window, after switching from the flip angle control to the TR control, and after a predetermined time from the TR control to the flip angle control. Switching can be performed.

或いは、推定造影剤濃度に閾値を設け、閾値以上の期間を高濃度期間とし、閾値未満の期間を低濃度期間とすることができる。この閾値は、例えば、推定造影剤濃度のピーク値の８０％とすることができる。  Alternatively, a threshold can be provided for the estimated contrast agent concentration, a period higher than the threshold can be a high concentration period, and a period less than the threshold can be a low concentration period. This threshold value can be set to 80% of the peak value of the estimated contrast agent concentration, for example.

また、信号強度をモニターし、モニターした信号強度がピークに近い一定値となるまで、フリップ角制御を行い、信号強度が一定値となった時点でＴＲ制御への切り替えを行うことも可能である。その後、信号強度が一定値以下となった時点でフリップ角制御に切り替える。  It is also possible to monitor the signal strength, perform flip angle control until the monitored signal strength reaches a constant value close to the peak, and switch to TR control when the signal strength reaches a constant value. . Thereafter, when the signal intensity becomes a certain value or less, the control is switched to the flip angle control.

上記第３の実施形態の説明では、高濃度期間でＴＲ制御を行い、低濃度期間でフリップ角制御を行う例を説明したが、逆に、高濃度期間ではフリップ角制御を行い、低濃度期間ではＴＲ制御を行っても良い。  In the description of the third embodiment, the TR control is performed in the high concentration period and the flip angle control is performed in the low concentration period. Conversely, the flip angle control is performed in the high concentration period, and the low concentration period is performed. Then, you may perform TR control.

いずれの場合も、高濃度期間では、撮影パラメータの値を造影剤濃度のピーク時点の前後で反対方向に変更する。例えば、ＴＲ制御の場合は、ピーク時点になるまでＴＲを減少させ、ピーク時点からはＴＲを増加させる。フリップ角制御の場合は、ピーク時点になるまでフリップ角を増加させ、ピーク時点からはフリップ角を減少させる。一方、低濃度期間では、撮影パラメータの値を単調に減少又は増加させる。例えば、ＴＲ制御の場合は、ピーク時点前の濃度増加期間では、ＴＲを減少させ、ピーク時点後の濃度減少期間ではＴＲを増加させる。フリップ角制御の場合は、ピーク時点前の濃度増加期間では、フリップ角を増加させ、ピーク時点後の濃度減少期間ではフリップ角を減少させる。  In any case, during the high concentration period, the value of the imaging parameter is changed in the opposite direction before and after the peak time of the contrast agent concentration. For example, in the case of TR control, TR is decreased until the peak time is reached, and TR is increased from the peak time. In the case of flip angle control, the flip angle is increased until the peak time, and the flip angle is decreased from the peak time. On the other hand, in the low density period, the value of the imaging parameter is monotonously decreased or increased. For example, in the case of TR control, TR is decreased in the concentration increase period before the peak time, and TR is increased in the concentration decrease period after the peak time. In the case of flip angle control, the flip angle is increased during the concentration increase period before the peak time, and the flip angle is decreased during the concentration decrease period after the peak time.

上記第３の実施形態の説明では、フリップ角とＴＲのいずれか一方を一定にして他方を制御する例を説明したが、複数の撮影パラメータの値を変更制御してもよい。例えば、高濃度期間において、造影剤濃度のピーク時点を中心にしてＴＲの値を下に凸状に変更すると共に、フリップ角の値を上に凸状に変更してもよい。一方、低濃度期間において、ピーク時点前の濃度増加期間では、フリップ角を増加させると共にＴＲを減少させ、ピーク時点後の濃度減少期間では、フリップ角を減少させると共にＴＲを増加させても良い。  In the description of the third embodiment, an example has been described in which one of the flip angle and TR is made constant and the other is controlled. However, the values of a plurality of imaging parameters may be changed and controlled. For example, in the high concentration period, the value of TR may be changed downward to a convex shape around the peak time of the contrast agent concentration, and the flip angle value may be changed to a convex shape upward. On the other hand, in the low concentration period, the flip angle may be increased and TR may be decreased in the concentration increase period before the peak time, and the flip angle may be decreased and TR may be increased in the concentration decrease period after the peak time.

次に、本発明の第４の実施形態としては、高濃度期間である時点ｔ１ａ〜ｔ２ｂまでの期間におけるフリップ角を一定値とし、低濃度期間である時点ｔ１〜ｔ１ａ及びｔ２ｂ〜ｔ３までの期間におけるフリップ角を他の値に設定する。好ましくは、高濃度期間のフリップ角は、低濃度期間のフリップ角より大の一定値に設定する。  Next, as a fourth embodiment of the present invention, the flip angle in the period from the time point t1a to t2b which is the high concentration period is set to a constant value, and the period from the time point t1 to t1a and t2b to t3 in the low concentration period. Set the flip angle at to another value. Preferably, the flip angle in the high concentration period is set to a constant value larger than the flip angle in the low concentration period.

また、本発明の第５の実施形態としては、高濃度期間である時点ｔ１ａ〜ｔ２ｂまでの期間におけるＴＲを一定値とし、低濃度期間である時点ｔ１〜ｔ１ａ及びｔ２ｂ〜ｔ３までの期間におけるＴＲを他の値に設定する。好ましくは、高濃度期間のＴＲは、低濃度期間のＴＲより短時間に設定する。なお、このように、フリップ角を設定した状態で、前述のフリップ角制御を行っても良い。  Further, as a fifth embodiment of the present invention, TR in a period from time t1a to t2b which is a high concentration period is set to a constant value, and TR in a period from time t1 to t1a and t2b to t3 which are low concentration periods. Set to any other value. Preferably, the high concentration period TR is set to be shorter than the low concentration period TR. Note that the above-described flip angle control may be performed with the flip angle set in this way.

ここで、本発明の第４及び第５の実施形態において、第１の撮影パラメータとしてのフリップ角又はＴＲの値を、造影剤濃度のピーク時点の前後で、大小又は長短の反対方向に変化させ、第２の撮影パラメータとしてのＴＲ又はフリップ角値を単調に増加又は減少させることもできる。  Here, in the fourth and fifth embodiments of the present invention, the flip angle or TR value as the first imaging parameter is changed in the opposite direction of large, small or long before and after the peak time of the contrast agent concentration. The TR or flip angle value as the second imaging parameter can be monotonously increased or decreased.

或いは、前記第４と第５の実施形態を同時に実行して、高濃度期間と低濃度期間とでフリップ角とＴＲをそれぞれ異なる一定値としてもよい。  Alternatively, the fourth and fifth embodiments may be executed simultaneously, and the flip angle and TR may be set to different constant values in the high concentration period and the low concentration period, respectively.

なお、第１の実施形態の変形例として、推定造影剤濃度がピーク近辺の高濃度期間のＴＲを、それ以外の低濃度期間のＴＲより短時間の一定期間として、全計測ウインドウ期間に渡り、フリップ角制御を行なうことも可能である。あるいは逆に、高濃度期間のフリップ角を低濃度期間のフリップ角より大きい一定角として、全計測ウインドウ期間に渡り、ＴＲ制御を行ってもよい。  As a modification of the first embodiment, the high contrast period TR in the vicinity of the peak of the estimated contrast agent concentration is set as a constant period shorter than the other low concentration period TR over the entire measurement window period. It is also possible to perform flip angle control. Or, conversely, TR control may be performed over the entire measurement window period by setting the flip angle in the high concentration period to a constant angle larger than the flip angle in the low concentration period.

このようにすることにより、推定造影剤濃度がピーク近辺の高濃度期間で、より多くのデータを取得することができるからである。  By doing so, more data can be acquired in a high concentration period in which the estimated contrast agent concentration is near the peak.

本発明においては、造影剤濃度に追従して、ＴＲ又はフリップ角を変更する技術であるので、これらＴＲの値、フリップ角の値を、図８に示すように、表示画面上に表示させることができる。  In the present invention, since the TR or the flip angle is changed in accordance with the contrast agent concentration, the TR value and the flip angle value are displayed on the display screen as shown in FIG. Can do.

図８に示した例は、撮像した血管像と共に、ＴＲの平均値、フリップ角の平均値を表示する例である。この表示例以外に、これらＴＲ、フリップ角の最大値、最小値、最頻値、ｋ空間の中心データ計測時の値を表示することもできる。さらに、これらを複数合わせて表示することも可能である。  The example shown in FIG. 8 is an example in which the average value of TR and the average value of flip angle are displayed together with the captured blood vessel image. In addition to this display example, the TR, the maximum value, the minimum value, the mode value of the flip angle, and the value at the time of measuring the center data of the k space can also be displayed. Furthermore, it is possible to display a plurality of these together.

以上、本発明の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法に関する種々の実施形態を説明したが、本発明は、以上の実施形態で開示された内容にとどまらず、本発明の趣旨を踏まえた上で他の形態を取りうる。  As described above, various embodiments of the contrast angiography method using the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention have been described. However, the present invention is not limited to the contents disclosed in the above embodiments, and is based on the spirit of the present invention. Other forms may be taken above.

例えば、パルスシーケンスに基いて、被検体の撮影中に、異なる種類の撮影パラメータの値を変更する他の一例として、造影剤の濃度がピークになる時点までの濃度増加期間にＴＲを変更し、造影剤の濃度がピークになった時点以降の濃度減少期間にフリップ角を変更してもよい。  For example, based on the pulse sequence, as another example of changing the value of different types of imaging parameters during imaging of the subject, the TR is changed during the concentration increasing period until the concentration of the contrast agent reaches a peak, You may change a flip angle in the density | concentration reduction period after the time of the density | concentration of a contrast agent reaching a peak.

また、被検体の撮影中に、撮影パラメータの値の変更方法を変更する他の一例として、前半の低濃度期間ではＴＲを減少させ、高濃度期間ではＴＲを前記減少過程の最終値で一定とし、後半の低濃度期間ではＴＲを増加させてもよい。或いは、前半の低濃度期間ではフリップ角を増加させ、高濃度期間ではフリップ角を前記増加過程の最終値で一定とし、後半の低濃度期間ではフリップ角を減少させてもよい。  As another example of changing the method of changing the value of the imaging parameter during imaging of the subject, TR is decreased in the first low concentration period, and TR is constant at the final value of the decreasing process in the high concentration period. In the latter low concentration period, TR may be increased. Alternatively, the flip angle may be increased in the first low density period, the flip angle may be constant at the final value of the increase process in the high density period, and the flip angle may be decreased in the second low density period.

本発明によるＭＲＩ装置は、垂直磁場方式のみならず、水平磁場方式のＭＲＩ装置に適用可能である。  The MRI apparatus according to the present invention is applicable not only to a vertical magnetic field system but also to a horizontal magnetic field system MRI apparatus.

Claims (21)

磁気共鳴イメージング装置を用いて、被検体の血管像を造影剤を用いて撮影する造影アンジオグラフィー法であって、
（ａ）前記血管を含む被検体の所望の領域を静磁場空間に配置するステップ、
（ｂ）前記被検体に造影剤を注入するステップ、
（ｃ）前記所望の領域を、少なくとも１つの撮影パラメータを有する所定のパルスシーケンスに基づいて撮影するステップ、
（ｄ）前記撮影ステップで取得された撮影データから血管像を再構成するステップ、
（ｅ）前記血管像を表示するステップ
を含む造影アンジオグラフィー法において、
前記撮影ステップ（ｃ）では、撮影中に、前記血管内の前記造影剤の濃度に対応して、前記パルスシーケンスの少なくとも１つの撮影パラメータの値を変更することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法。A contrast angiography method that uses a magnetic resonance imaging apparatus to image a blood vessel image of a subject using a contrast agent,
(A) arranging a desired region of the subject including the blood vessel in a static magnetic field space;
(B) injecting a contrast agent into the subject;
(C) imaging the desired region based on a predetermined pulse sequence having at least one imaging parameter;
(D) reconstructing a blood vessel image from the imaging data acquired in the imaging step;
(E) In a contrast angiography method including the step of displaying the blood vessel image,
In the imaging step (c), a magnetic resonance imaging apparatus is characterized in that, during imaging, the value of at least one imaging parameter of the pulse sequence is changed corresponding to the concentration of the contrast agent in the blood vessel. Contrast angiography method used. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法において、
前記撮影ステップ（ｃ）では、前記造影剤の濃度に対応して第１の期間と第２の期間が設定され、前記第１の期間と前記第２の期間とで前記撮影パラメータの値が異なることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法。In the contrast angiography method using the magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
In the imaging step (c), a first period and a second period are set corresponding to the concentration of the contrast agent, and the value of the imaging parameter is different between the first period and the second period. A contrast angiography method using a magnetic resonance imaging apparatus. 請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法において、
前記撮影ステップ（ｃ）では、少なくとも２つの前記撮影パラメータを選択し、前記第１の期間と前記第２の期間とで異なる前記撮影パラメータを選択することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法。In the contrast angiography method using the magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2,
In the imaging step (c), at least two imaging parameters are selected, and the imaging parameters that are different in the first period and the second period are selected. Contrast angiography. 請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法において、
前記第１の期間では第１の撮影パラメータの値を変更し、前記第２の期間では第２の撮影パラメータの値を変更することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法。In the contrast angiography method using the magnetic resonance imaging apparatus according to claim 3,
A contrast angiography method using a magnetic resonance imaging apparatus, wherein the first imaging parameter value is changed in the first period, and the second imaging parameter value is changed in the second period. 請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法において、
前記第１の期間は、前記造影剤の濃度がピークとなる時点までの濃度増加期間であり、前期第２の期間は、前記造影剤の濃度がピークとなった時点からの濃度減少期間であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法。In the contrast angiography method using the magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2,
The first period is a concentration increase period until the concentration of the contrast agent reaches a peak, and the second period of the previous period is a concentration decrease period from the time when the concentration of the contrast agent reaches a peak. A contrast angiography method using a magnetic resonance imaging apparatus. 請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法において、
前記第１の期間は、前記造影剤の濃度がピークとなる時点を含む所定閾値以上の高濃度期間であり、
前記第２の期間は、前記造影剤の濃度が所定閾値未満の低濃度期間であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法。In the contrast angiography method using the magnetic resonance imaging apparatus according to claim 4,
The first period is a high concentration period equal to or higher than a predetermined threshold value including a time point when the concentration of the contrast agent reaches a peak.
The contrast angiography method using a magnetic resonance imaging apparatus, wherein the second period is a low concentration period in which the concentration of the contrast agent is less than a predetermined threshold. 請求項５記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法において、
前記パルスシーケンスは、前記撮影パラメータとしてフリップ角と繰り返し時間を有するグラディエントエコー系のパルスシーケンスであり、
前記フリップ角と前記繰り返し時間の内の少なくとも一方の値を変更し、
前記フリップ角の変更は、前記濃度増加期間では濃度増加に追従して増加させ、前記濃度減少期間では濃度減少に追従して減少させ、
前記繰り返し時間の変更は、前記濃度増加期間では濃度増加に追従して減少させ、
前記濃度減少期間では濃度減少に追従して増加させることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法。In the contrast angiography method using the magnetic resonance imaging apparatus according to claim 5,
The pulse sequence is a gradient echo system pulse sequence having a flip angle and a repetition time as the imaging parameters,
Changing at least one of the flip angle and the repetition time;
The change of the flip angle is increased following the concentration increase during the concentration increase period, and decreased according to the concentration decrease during the concentration decrease period,
The change of the repetition time is decreased following the concentration increase in the concentration increasing period,
A contrast angiography method using a magnetic resonance imaging apparatus, wherein the density decrease period is increased following the decrease in density. 請求項６記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法において、
前記パルスシーケンスは、前記撮影パラメータとしてフリップ角と繰り返し時間を有するグラディエントエコー系のパルスシーケンスであり、
前記第１の撮影パラメータは前記フリップ角と前記繰り返し時間の内のいずれか一方であり、前記第２の撮影パラメータは他方であり、
前記フリップ角を、前記高濃度期間のフリップ角が前記低濃度期間のフリップ角より大きくなるようにし、
前記繰り返し時間を、前記高濃度期間の繰り返し時間が前記低濃度期間の繰り返し時間より短くなるようにすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法。In the contrast angiography method using the magnetic resonance imaging apparatus according to claim 6,
The pulse sequence is a gradient echo system pulse sequence having a flip angle and a repetition time as the imaging parameters,
The first shooting parameter is one of the flip angle and the repetition time, and the second shooting parameter is the other,
The flip angle is set so that the flip angle of the high concentration period is larger than the flip angle of the low concentration period,
A contrast angiography method using a magnetic resonance imaging apparatus, wherein the repetition time is set so that the repetition time of the high concentration period is shorter than the repetition time of the low concentration period. 請求項８記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法において、
前記第１の撮影パラメータの値を前記ピーク時点の前後で反対方向に変化させ、前記第２のパラメータの値を単調に増加又は減少させることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法。In the contrast angiography method using the magnetic resonance imaging apparatus according to claim 8,
Contrast angiography using a magnetic resonance imaging apparatus, wherein the value of the first imaging parameter is changed in the opposite direction before and after the peak time point, and the value of the second parameter is monotonously increased or decreased Law. 請求項７乃至９記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法において、
前記フリップ角の変更は、そのフリップ角がエルンスト角となるように行い、
前記繰り返し時間の変更は、前記フリップ角がエルンスト角となるように行なうことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法。In the contrast angiography method using the magnetic resonance imaging apparatus according to claim 7 to 9,
The flip angle is changed so that the flip angle becomes the Ernst angle,
The contrast angiography method using a magnetic resonance imaging apparatus, wherein the repetition time is changed so that the flip angle becomes an Ernst angle. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法において、
前記表示ステップ（ｅ）では、値が変更された撮影パラメータの各値から導かれる統計値を表示することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法。In the contrast angiography method using the magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
In the display step (e), a statistical angiography method using a magnetic resonance imaging apparatus, wherein a statistical value derived from each value of an imaging parameter whose value has been changed is displayed. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法において、
前記撮影ステップ（ｃ）では、前記造影剤の濃度がピークとなる時点の近傍において、ｋ空間の中心データを取得することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法。In the contrast angiography method using the magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
In the imaging step (c), a contrast angiography method using a magnetic resonance imaging apparatus, wherein center data of k-space is acquired in the vicinity of a time point when the concentration of the contrast agent reaches a peak. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法において、
前記配置ステップ（ａ）と前記再構成ステップ（ｄ）の間のいずれかにおいて、
（ｆ）前記撮影ステップ（ｃ）と同じパルスシーケンスで前記所望の領域を撮影するステップ
を有し、
前記再構成ステップ（ｄ）では、前記２つの撮影ステップ（ｃ）と（ｆ）で取得された画像の差分から前記血管像を求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法。In the contrast angiography method using the magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
Either between the placement step (a) and the reconstruction step (d),
(F) imaging the desired region with the same pulse sequence as the imaging step (c),
In the reconstruction step (d), the blood vessel image is obtained from the difference between the images acquired in the two imaging steps (c) and (f). A contrast angiography method using a magnetic resonance imaging apparatus . 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法において、
前記配置ステップ（ａ）と前記注入ステップ（ｂ）の間に、
（ｇ）前記被検体に前記造影剤を注入して、前記血管における該造影剤の濃度変化情報を取得するステップ
を含み、
前記撮影ステップ（ｃ）では、前記濃度変化情報に基づいて、該ステップ（ｃ）の開始が指示されると共に前記撮影パラメータの値を変更することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法。In the contrast angiography method using the magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
Between the placement step (a) and the injection step (b),
(G) injecting the contrast agent into the subject and obtaining concentration change information of the contrast agent in the blood vessel,
In the imaging step (c), the start of the step (c) is instructed based on the density change information, and the value of the imaging parameter is changed, and the contrast angiography using the magnetic resonance imaging apparatus is characterized. Graphic method. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法において、
前記注入ステップ（ｂ）と前記撮影ステップ（ｃ）の間に、
（ｈ）前記血管を含む所望の領域の監視画像を連続して撮影して、前記撮影ステップ（ｃ）の開始を指示するステップを有し、
前記開始指示は、前記血管内における前記造影剤の濃度情報が反映された信号を前記監視画像から抽出して、該信号が所定の閾値を超えた時に行われることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法。In the contrast angiography method using the magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
Between the injection step (b) and the imaging step (c),
(H) continuously capturing a monitoring image of a desired region including the blood vessel, and instructing the start of the imaging step (c);
The start instruction is performed when a signal reflecting the concentration information of the contrast medium in the blood vessel is extracted from the monitoring image and the signal exceeds a predetermined threshold value. Contrast angiography using 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法において、
前記撮影ステップ（ｃ）では、撮影中に、異なる種類の前記撮影パラメータの値を変更することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法。In the contrast angiography method using the magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
In the imaging step (c), a contrast angiography method using a magnetic resonance imaging apparatus, wherein values of different types of imaging parameters are changed during imaging. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法において、
前記撮影ステップ（ｃ）では、撮影中に、前記撮影パラメータの値の変更方法を変更することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法。In the contrast angiography method using the magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
In the imaging step (c), a contrast angiography method using a magnetic resonance imaging apparatus, wherein the imaging parameter value changing method is changed during imaging. 被検体（１）に、静磁場を与える静磁場発生手段（２）と、傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段（３）と、前記被検体体内の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスを照射する高周波磁場送信手段（５）と、前記核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出するエコー信号受信手段（６）と、上記エコー信号を受信するための、少なくとも１つの撮影パラメータを有するパルスシーケンスを制御するパルスシーケンス制御手段（４）と、上記エコー信号受信手段（６）で検出したエコー信号を用いて血管像を再構成する信号処理手段（８）と、前記血管像を表示する表示手段（（２０）と、を備えた磁気共鳴イメージング装置において、
前記パルスシーケンス制御手段（４）は、前記パルスシーケンスの実行中に、前記被検体に注入された造影剤の前記血管内における濃度に対応して、該パルスシーケンスの少なくとも１つの撮影パラメータの値を変更することを特徴とすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。A static magnetic field generating means (2) for applying a static magnetic field to the subject (1), a gradient magnetic field generating means (3) for applying a gradient magnetic field, and a high-frequency magnetic field pulse for causing nuclear magnetic resonance in a nuclear spin in the subject. A high-frequency magnetic field transmitting means (5) for irradiating an echo, an echo signal receiving means (6) for detecting an echo signal emitted by the nuclear magnetic resonance, and at least one imaging parameter for receiving the echo signal Pulse sequence control means (4) for controlling the pulse sequence, signal processing means (8) for reconstructing a blood vessel image using the echo signal detected by the echo signal receiving means (6), and displaying the blood vessel image In a magnetic resonance imaging apparatus comprising display means ((20)),
The pulse sequence control means (4) determines a value of at least one imaging parameter of the pulse sequence corresponding to the concentration of the contrast agent injected into the subject in the blood vessel during the execution of the pulse sequence. A magnetic resonance imaging apparatus characterized by changing. 請求項１８記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記信号処理手段（８）は、事前に取得された前記造影剤の濃度変化情報に基づいて前記濃度を予測し、
前記パルスシーケンス制御手段（４）は、前記濃度の予測値に基づいて前記血管像の撮影を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 18.
The signal processing means (8) predicts the concentration based on the concentration change information of the contrast agent acquired in advance,
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the pulse sequence control means (4) performs imaging of the blood vessel image based on the predicted value of the concentration. 請求項１９記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記血管像の撮影の開始を指示する入力を受け付けるための入力部を備え、
前記パルスシーケンス制御手段（４）は、前記血管を含む監視画像を連続して撮影し、
前記表示手段（２０）は、前記監視画像を連続して表示し、
前記パルスシーケンス制御手段（４）は、前記開始指示に基づいて、前記監視画像の撮影から前記血管像の撮影に切り替えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 19, wherein
An input unit for receiving an input for instructing the start of imaging of the blood vessel image;
The pulse sequence control means (4) continuously captures monitoring images including the blood vessels,
The display means (20) continuously displays the monitoring images,
The magnetic resonance imaging apparatus characterized in that the pulse sequence control means (4) switches from imaging of the monitoring image to imaging of the blood vessel image based on the start instruction. 請求項１８記載の磁気共鳴イメージング装置において、
造影剤注入手段を有して、造影剤が該造影剤注入手段によって注入されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 18.
A magnetic resonance imaging apparatus comprising a contrast agent injection means, wherein the contrast agent is injected by the contrast agent injection means.
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